WO2014013662A1 - 歩行用遊脚振子運動補助具およびアシスト力の制御方法 - Google Patents

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WO2014013662A1
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leg
walking
assist
force
user
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PCT/JP2013/003371
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山本　元司
紳一郎 高杉
雅紀 佐藤
孝弘 小松
橋本　和信
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国立大学法人九州大学
東海ゴム工業株式会社
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    • A61H2201/5069—Angle sensors

Definitions

  • the present invention is used for people with reduced walking ability and the like, and supports walking movement with a small force, thereby promoting walking movement with the muscle strength of the walking ability reduced person itself, for example, increasing the walking speed to reduce muscle strength.
  • it is possible to effectively suppress walking for longer distances with less energy, and to assist walking at longer distances and assist power for a swinging leg pendulum exercise and assist power Relates to the control method.
  • Patent Document 1 Japanese Patent No. 4200462
  • Patent Document 2 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2010-110464
  • the auxiliary device of the conventional structure described in these patent documents 1 and 2 is an exoskeleton type auxiliary device, and the exoskeleton which consists of a hard arm and a frame with which it wears along a user's body, The leg of the user can be operated together with the exoskeleton arm by being driven by a motor at the joint.
  • any of the conventional auxiliary devices using such a hard exoskeleton requires a large muscular strength to support weight, etc., in bipedal walking that repeatedly alternates between grounding and floating with respect to the ground. It compensated for the strength of the leg on the ground side. Therefore, there is a problem that a large output is required and it is difficult to avoid an increase in size and weight of the apparatus.
  • the hard exoskeleton restrains the movement of the user's joints, for example, if there is a disturbance action such as a lateral external force on the user, the fall prevention operation due to the user's spontaneous reaction is inhibited. There was also a risk of falling.
  • An object of the present invention is to provide an exercise aid for walking based on a novel technical idea focused on a free leg, which can promote a walking exercise by muscle strength and effectively suppress a decrease in muscle strength.
  • the present invention is effective for the user's walking without excessively restricting the operation of the user's own danger avoidance reaction against disturbances and the like excessively. It is another object of the present invention to provide a novel walking exercise assisting device that can safely exert a muscular strength training effect by providing support.
  • the first mounting portion mounted on the leg side sandwiching the user's hip joint and the waist side are mounted on both end portions of the flexible auxiliary force transmission portion.
  • a joint angle sensor for detecting the joint angle in the front-rear direction of the hip joint, and a state in which the leg extending backward when the user walks kicks off the ground and stands in one leg position from the detected value of the joint angle sensor Then, by controlling the driving source to exert a tensile force on the auxiliary force transmission portion of the free leg kicked out of the ground, an assist force in the direction of swinging forward is exerted to Swing leg pendulum motion for walking having control means for assisting pendulum motion And wherein the auxiliary ingredients.
  • the exercise assisting device having the structure according to the first aspect pays attention to the efficiency of walking energy by the pendulum movement of the free leg during biped walking of a person, and makes the assist force act on the free leg. is there.
  • the pendulum motion of the free leg at the time of walking is positively increased, and the mechanical assist effect of the walking motion by the increase of the kinetic energy by the pendulum motion of the free leg is achieved.
  • the disturbance and phase of cooperative movement of various parts of the human body during walking in people with reduced walking ability This can improve the shift and restore the efficiency and rhythm of walking.
  • the exercise assisting device of this aspect unlike the auxiliary device of the conventional structure for the purpose of assisting a large force to the muscular strength of the grounded leg, the walking is supported accurately and efficiently with a small output, and the walking Reducing the coupled movement of each part of the human body due to the normal walking order in persons with reduced ability, etc., and working on the user's muscular strength on the grounded legs to demonstrate the effect of suppressing muscular weakness, and to promote spontaneous walking It becomes possible.
  • An excellent training effect can be exhibited.
  • the exercise assisting device of this aspect assists in the efficiency and rhythmization of walking by the free leg by applying an assisting force to the free leg, and reduces the burden of independent walking.
  • the output can be reduced, the device can be reduced in size and weight, and it is easy to use.
  • the exercise assisting device of this aspect is easier for the user than the walking exercise assisting device having a hard exoskeleton because the assisting force transmitting portion is flexible and allowed to deform. It can be attached and detached.
  • the flexible auxiliary force transmission part based on the deformation of the flexible auxiliary force transmission part, it can be used in various daily life activities such as sitting on a chair or walking sideways while wearing it, and has a conventional exoskeleton-type walking exercise assisting device with a conventional structure.
  • the user's movement is not excessively restricted, and an excessive load is not imposed on the joint or the like. Therefore, the muscular strength and the function of the nervous system can be maintained and improved by natural movement in daily life.
  • the physical and mental burden on the user due to the wearing of the exercise assisting device is reduced, and continuous wearing can be realized. Furthermore, even when a disturbance action such as a lateral external force is exerted on a user who is walking, the operation of preventing a fall due to the user's spontaneous reaction is allowed, and safety can be improved.
  • the first mounting portion of the assist member is within a range from the distal end of the femur to the proximal end of the tibia. It is intended to be installed.
  • the second mounting portion is set at a position away from the hip joint, so that it becomes possible to more efficiently apply the assist force from the drive source to the leg portion via the assist member. . Therefore, it is possible to reduce the output required for the drive source and further reduce the weight and size of the exercise assisting tool.
  • the first attachment portion of the assist member is attached to a proximal end of the tibia, whereby the assist by the assist member is performed.
  • a force is applied to the lower knee portion of the free leg.
  • an assisting force is exerted not only on the thigh of the swing leg but also on the lower leg, thereby providing a more efficient assist effect for the pendulum movement of the entire leg.
  • bipedal walking can be expressed as a compass model based on hip joint motion, but more accurately, it is expressed as a model that takes into account the combined motion of the hip joint and knee joint.
  • a fourth aspect of the present invention is the exercise assisting tool according to any one of the first to third aspects, wherein the pair of left and right assist members corresponds to a change in joint angle at the hip joint of the user.
  • Storage means for storing control information related to drive timing information and drive output information for driving each drive source is provided, and the control means is a pair of left and right assist members based on the control information in the storage means.
  • the driving angle of each of the driving sources is controlled, and the joint angle sensor detects the state where the leg extending backward when the user walks kicks the ground and stands in one leg, and kicks the ground.
  • the assisting force in the direction of swinging forward is applied to the swinging leg, thereby assisting the pendulum movement of the swinging leg.
  • the driving source in order to assist the pendulum movement on each user's swing leg, is driven at an optimal timing and output for each user. That is, by adjusting the drive source to drive the hip joint at a predetermined angle, the drive source drive timing can be arbitrarily set for each user. Moreover, the magnitude of the assist force exerted on the free leg can be arbitrarily set for each user by adjusting the magnitude of the output of the drive source.
  • the angle of the hip joint may be detected at any time by a joint angle sensor, and the drive source may be set to be driven at a predetermined angle. You may set so that it may drive.
  • a fifth aspect of the present invention is the exercise assisting tool according to the fourth aspect, wherein the storage means transmits the auxiliary force in the assist member in response to a change in a joint angle in the hip joint of the user.
  • the control means stores the deflection prevention control information for following the effective length of the part, and the control means responds to the change in the joint angle based on the deflection prevention control information stored in the storage means.
  • the drive sources of the pair of left and right assist members are respectively driven and controlled so that the force transmission unit is maintained in a constant tension acting state.
  • the walking support force that acts on the leg from the auxiliary force transmission unit is effectively and large. It can be appropriately applied to the user without time delay, and it becomes possible to more accurately control the timing of the action of the support force on the free leg.
  • a sixth aspect of the present invention is the exercise assisting tool according to any one of the first to fifth aspects, wherein in the control means, a leg extending backward when the user walks kicks out the ground.
  • the start of the assist force based on the detection value of the joint angle sensor is set so that the position of the free leg is a reference point and the start point is set within a range of ⁇ 15% to + 15% of the walking cycle from the reference point.
  • the time is set.
  • the support force can be more efficiently applied to the free leg while appropriately taking a rhythm during walking.
  • the difference in walking mode due to individual differences for each user should be taken into consideration.
  • the starting point is set within the 15% range before the reference point, and the starting point is within 15% after the reference point. It is also preferable to set a point.
  • the release point of the support force is set 10% before the walking cycle from the ground contact point.
  • the assist force exerted on the free leg can be intermittently divided into a plurality of times and can be applied to the free leg continuously.
  • the assist period in which the assist force is intermittently or continuously applied is desirably 10% or more of the walking cycle from the starting point, more preferably 20% or more of the walking cycle from the starting point, and more preferably 30% or more.
  • a more effective assist force can be exerted on the free leg.
  • the joint angle sensor determines an inclination angle in the front-rear direction with respect to the hipbone of the user.
  • the sensor is a sensor that detects each separately.
  • the angle change of the hip joint that changes in relation to the walking cycle is used as a reference signal in each of the left and right legs.
  • Support power can be controlled independently. Therefore, it is possible to apply a support force according to the angle of the hip joint to each of the left and right legs, and for example, it is also possible to apply the support force to the leg that has stepped out immediately after the start of walking. In addition, even when suddenly a large support force is required for only one leg due to a disturbance, it is possible to realize a quicker support force.
  • An eighth aspect of the present invention is a method for controlling the assist force in a walking exercise assisting device that assists walking motion by applying assist force to the user's leg during walking of the user, and extends backward.
  • Assist force that assists the pendulum movement of the free leg by applying an assist force in the direction of swinging forward with respect to the free leg that has kicked the ground when the leg is kicked off the ground.
  • the walking ability is supported with a small force by assisting the real motion of the bipedal walking by assisting the pendulum movement of the free leg during walking. It is possible to promote walking movement by the movement and muscle strength of the lowered person, thereby effectively suppressing the muscle strength decline.
  • the assist force exerted on the free leg may be exerted on the leg in advance before the leg floats off the ground, or on the leg after the leg floats off the ground to become a free leg. May be.
  • the present invention it is possible to realize efficient walking by normalizing the timing of the coupled motion of each part during walking based on a novel technical idea focusing on the free leg.
  • a novel technical idea focusing on the free leg.
  • Explanatory drawing showing the inverted pendulum model as a human walking mechanism.
  • Explanatory drawing which represents the exercise
  • the front view which shows the walking exercise assistance tool as embodiment of this invention.
  • the side view of the walking exercise assistance tool shown by FIG. FIG. 4 is a perspective view of a capacitive sensor constituting the walking exercise assisting tool shown in FIG. 3.
  • FIG. 5 is a rear view of the walking exercise assisting tool shown in FIG. 4 and shows the internal structure of the drive device with the cover removed.
  • the functional block diagram which shows the control system in the walking exercise assistance tool shown by FIG.
  • Explanatory drawing which shows the change of the effective free length accompanying the walk exercise
  • zone Explanatory drawing for demonstrating the relationship between the action time of the support force in the walking exercise assistance tool of this invention, and a hip joint angle. Explanatory drawing for demonstrating the action timing of the support force in the walking exercise assistance tool of this invention.
  • the walking mechanism of a person is represented by an inverted pendulum model S shown in FIG.
  • This inverted pendulum model S is a model of walking with a pendulum-like displacement of the center of gravity with the contact point as a fulcrum, and the equation of motion is given by [Equation 1].
  • a person's walk is performed by alternately swinging a pair of left and right legs forward.
  • this walking motion in order to maintain the kinetic energy that moves the center of gravity forward against the walking resistance due to the inclination of the walking surface, it floats from the ground as well as the energy given by the muscle activity of the grounded leg A
  • the movement of the swing leg B is also considered to play an important role.
  • the leg that extends backward during walking is the leg that extends forward from the center of gravity of the person and the toe is separated from the ground to become a free leg B. Only A is in a standing position with one leg in contact with the ground. Thereafter, during the time shown in FIGS. 2 (b) to 2 (d), walking is performed while the single leg leg standing with only one contact leg A. During this time, the weight is supported only by the grounding leg A, and since the person is conscious of the muscle strength of the grounding leg A, the conventional walking assist device supports the muscle strength of the grounding leg A as described above. Was intended to be.
  • the inventor of the present invention has realized a novel walking assist device that has never been achieved by focusing on the free leg B floating from the ground during walking and providing support to the free leg B. That is, the free leg B floats from the ground in a state of greatly extending rearward during walking (FIG. 2 (a)), and swings downward around the hip joint while being swung down by gravity or the like behind the human center of gravity. Is swung forward.
  • the pendulum movement by swinging out the swing leg B also acts as kinetic energy to advance the center of gravity forward, and from the swing leg B immediately before the swing leg B swinged forward is grounded in front of the center of gravity. It is considered that smooth continuation of walking is realized by acting so that the lower potential energy is compensated by the kinetic energy given to the center of gravity.
  • the pendulum movement of the free leg B is promoted by assisting the free leg B in an auxiliary manner at an appropriate timing so as to support the pendulum movement with respect to the free leg B.
  • the gait of the user is given rhythm and efficiency.
  • the assist force is exerted on the free leg B floating from the ground, the free leg B can be efficiently displaced and moved with a small force to assist walking and to support the weight by grounding.
  • the grounding leg A the user's own muscle strength is mainly used, so that the muscle strength can also be effectively trained.
  • a sense of rhythm important for walking can be given to the user.
  • psychological stress in the user can be reduced, and the burden on the user is further reduced in combination with physical assistance of kinetic energy by supporting the pendulum movement of the swing leg B.
  • the walking over time is promoted, and the progression inhibition of movement disorder can be achieved more effectively.
  • FIGS. 3 to 5 show a walking exercise assisting device 10 as a walking swing pendulum exercise assisting device as an embodiment of the present invention.
  • the walking motion assisting device 10 assists walking motion accompanied by bending and stretching of the hip joint, and each of the assist force transmission bands 12, 12 as a pair of left and right assist force transmitting portions extending across the hip joint includes
  • a first attachment portion 14 is provided that is attached to the thigh side where the femur is located across the user's hip joint, and is attached to the waist side where the hipbone is located across the user's hip joint.
  • Two mounting portions 16 are provided in common.
  • the pair of left and right auxiliary force transmission bands 12, 12, the first mounting portions 14, 14, the common second mounting portion 16, and electric motors 40, 40 (a pair of drive sources described later) 7), a pair of assist members are configured for the left and right legs.
  • the walking exercise assisting device 10 is shown in a worn state by the user, and the contour line of the user is indicated by a two-dot chain line.
  • the front surface is the user's abdominal side surface (front surface)
  • the rear surface is the user's back side surface (rear surface)
  • the vertical direction is the vertical vertical direction.
  • assist force refers to an assist force that acts in a direction that supplements a force required for an operation such as walking
  • resist force is required for an operation.
  • the auxiliary force transmission band 12 has a structure in which a first traction band 18 and a second traction band 20 each formed of a cloth are connected by a metal connecting bracket 22. All of the components of the first traction band 18 and the second traction band 20 can be flexibly deformed.
  • the first traction band 18 is formed of a substantially band-like fabric or the like extending vertically, and is disposed so as to cover the front surface of the user's thigh when the walking exercise assisting device 10 is worn.
  • the material of the first traction band 18 may be a soft, thin material that can be deformed. In consideration of tactile sensation, durability, breathability, etc., in addition to woven fabric and non-woven fabric, leather, rubber sheet, resin A sheet
  • the first traction band 18 of the present embodiment is elastically deformable in the length direction (vertical direction in FIG.
  • the first traction band 18, in the length direction it is desirable to have the elasticity of 0.3 kgf / cm 2 or more and 2.0 kgf / cm 2 or less.
  • a ring-shaped connecting bracket 22 is attached to the upper end of the first traction band 18, and the first traction band 18 is connected to the second traction band 20 via the connection bracket 22.
  • the second traction band 20 has a belt shape having a substantially constant width dimension, and is formed in a belt shape by cloth, leather, or the like using fibers having low stretchability.
  • zone 12 is comprised by the intermediate part of a length direction being penetrated by the connection metal fitting 22, and connecting with the 1st traction belt
  • the second traction band 20 does not necessarily have to be less stretchable, but it relaxes the impact of the auxiliary force to improve the feeling of wearing and excessive exercise by the user's self-consciousness.
  • at least one of the first traction band 18 and the second traction band 20 is made of a stretchable material made of elastic fiber or the like that is allowed to elastically deform in the length direction as described above. It is desirable.
  • a first mounting portion 14 is integrally provided below the first traction band 18 of the auxiliary force transmission band 12.
  • the first mounting portion 14 has a sports supporter shape used for protecting the knee joint, and is formed of, for example, a stretchable fabric and wound around the knee joint of the user. It is designed to be installed with hook-and-loop fasteners, snaps and hooks.
  • the first mounting portion 14 may be formed separately from the first traction band 18 and may be fixed later by adhesion, stitching, or the like. Further, it is desirable that the first mounting portion 14 is formed with a through-hole 24 positioned in the patella portion (knee head) of the user so as not to prevent the knee joint from bending and stretching.
  • the first mounting portion 14 includes an upper winding portion 14a wound around the distal end of the femur located above the knee joint, and a proximal portion of the tibia located below the knee joint.
  • the lower winding part 14b wound around the end is included.
  • the lower end portion of the auxiliary force transmission band 12 is attached to each of the thigh and lower leg of the leg, and the pulling force by the auxiliary force transmission band 12, that is, the assist force by the assist member is Are applied to the distal end (lower end) portion of the thigh and the proximal end (upper end) portion of the lower leg.
  • both ends of the second traction band 20 of the auxiliary force transmission band 12 are attached to the second mounting part 16.
  • the second mounting portion 16 has a transmission band support belt 26 and a driving device support belt 28 that are respectively mounted on the waist, and one end of the second traction band 20 is attached to the transmission band support belt 26. And the other end is attached to the driving device support belt 28.
  • the transmission belt support belt 26 is formed of a belt-like fabric with small stretchability, and is wrapped around the user's waist, and both ends are connected by hook-and-loop fasteners, snaps, hooks, etc. It is attached to.
  • the transmission band support belt 26 is provided with a pair of guide fittings 30 and 30 having a ring shape, and is disposed on the left and right sides of the waist when the transmission band support belt 26 is attached to the waist. Then, one end of the second traction band 20 is attached to the vicinity of the pubic bone of the front surface portion of the transmission band support belt 26 by using means such as sewing, welding, snaps, hooks, and hook-and-loop fasteners. .
  • the transmission band support belt 26 has a pair of left and right capacitive sensors 32, 32 as joint angle sensors that detect the joint angle in the front-rear direction of the user's hip joint so as to extend downward. It is attached.
  • the capacitance type sensor 32 is a flexible capacitance change type sensor that is allowed to be elastically deformed, as disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2010-43880 and Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-20006.
  • FIG. 6 a structure in which a pair of electrode films 36a and 36b formed of a conductive elastic material is provided on both surfaces of a dielectric layer 34 formed of a dielectric elastic material. have.
  • Such a capacitive sensor 32 is arranged so as to extend from the waist part located on both sides of the hip joint to the thigh part, and to overlap and spread along the body side surface.
  • the upper end portion of the capacitance type sensor 32 is attached to and supported by the transmission band support belt 26, and the lower end portion of the capacitance type sensor 32 is wound around the thigh. It is attached to a belt 37 that is attached by a fastener or the like.
  • the capacitive sensor 32 detects a change in the working pressure due to the bending and stretching of the hip joint as a change in the electrostatic capacity accompanying the approach / separation of the pair of electrode films 36a and 36b. Such a detection signal is input to a control device (46 to be described later) of the drive device 38 to be described later.
  • a control device 46 to be described later
  • one capacitive sensor 32 is mounted on each of the left and right body side surfaces of the user so as to overlap each other, and the tilt angle in the front-rear direction (the hip joint angle) at the joint of the left femur with respect to the hipbone. And an inclination angle (hip joint angle) in the front-rear direction at the joint of the right femur with respect to the hipbone is detected separately.
  • Such a change in the angle of the hip joint can be detected more accurately by detecting the surface pressure distribution mode of the capacitive sensor 32, for example.
  • the capacitive sensors 32 that are spread on one surface on the left and right body sides of the user and extend up and down across the hip joint, the user moves one leg forward when walking.
  • the capacitive sensor 32 is tensilely deformed in the region located behind the center of the body side and located in front of the center of the body side Then, the compression curve deformation occurs.
  • the leg when the leg is kicked backward, the femur is bent backward with respect to the hipbone, and in the capacitive sensor 32, the region located in front of the body side center is tensilely deformed and posterior from the body side center. In the region located at, the compression curve deformation occurs. Therefore, in each of the capacitive sensors 32, it is based on the detection value for each region whether tensile deformation has occurred in the region before and after the body-side center line and compression deformation has occurred in the other region.
  • the angle change amount of the hip joint can be obtained based on the magnitude of the detection value corresponding to the degree of each deformation.
  • the capacitive sensor 32 used in the present embodiment has a soft sheet structure that is thin and easily deformed as described in JP 2010-43880 A, JP 2009-20006 A, and the like. Therefore, even if it is worn along the body surface, it does not give an excessive discomfort to the user or restrain the user's spontaneous body movement.
  • the driving device support belt 28 is formed of a belt-like fabric having a low elasticity, like the transmission belt support belt 26, and is wound around the waist of the user. Then, both ends are connected to the user's waist by connecting them with hook-and-loop fasteners, snaps, hooks, and the like. Further, the drive device support belt 28 has a large area with the back surface portion extending below the front surface portion, and the drive device 38 is mounted on the back surface portion.
  • the drive device 38 includes a pair of left and right electric motors 40, 40 as a drive source, and a pair of left and right rotating shafts 42, 42 that are rotationally driven by the pair of electric motors 40, 40.
  • a power supply device 44 such as a battery for supplying electric power to the electric motors 40 and 40
  • a control device 46 for controlling the operation of the electric motors 40 and 40 based on the detection results of the capacitive sensors 32 and 32. It is configured.
  • the electric motor 40, the power supply device 44, the control device 46 and the like are electrically connected by wire or wirelessly, but such illustration is omitted in FIG.
  • Each electric motor 40 is a general electric motor, and preferably a servo motor or the like that can detect the rotational position and control the amount of rotation in both forward and reverse directions. And the rotational driving force in the drive shaft 48 of the electric motor 40 driven by the energization from the power supply device 44 is transmitted to the rotary shaft 42 through an appropriate reduction gear train.
  • the rotation shaft 42 is a rod-shaped member supported so as to be allowed to rotate in the circumferential direction, and the other end portion of the second traction band 20 is fixed and wound around the outer circumferential surface thereof. .
  • the other end of the second traction band 20 is attached to the drive device support belt 28 via the drive device 38, and thus the auxiliary force transmission band 12 is disposed across the hip joint. Yes.
  • the rotating shaft 42 is rotated in one circumferential direction by the driving force exerted from the driving shaft 48 of the electric motor 40, whereby the second traction band 20 of the auxiliary force transmission band 12 is wound around the rotating shaft 42. .
  • the driving force by the electric motor 40 is transmitted in the length direction of the auxiliary force transmission band 12 (length direction of the first traction band 18 and the second traction band 20), and the first mounting portion 14 and A tensile force is exerted between the second mounting portions 16.
  • the auxiliary force transmission band 12 extends in the transmission direction of the driving force of the electric motor 40.
  • the reverse rotation of the electric motor 40 is not essential, and the power supply to the electric motor 40 is stopped, and the pulling of the auxiliary force transmission band 12 is allowed to be freely allowed.
  • the tensile force between the second mounting portions 16 may be released. According to this, the assisting force transmission band 12 does not loosen excessively with the user's muscular force, and easily follows the walking motion without having a tension enough to resist the motion. It becomes possible.
  • control of the electric motor 40 is executed by controlling the presence / absence of energization from the power supply device 44 to the electric motor 40 and the energization direction (rotation direction of the drive shaft 48) by the control device 46.
  • the control device 46 detects the bending motion and extension motion of the user's hip joint based on the detection result (output signal) of the capacitive sensor 32, and energizes the electric motor 40 according to the detected motion of the hip joint. To control.
  • the tensile force exerted between the first mounting portion 14 and the second mounting portion 16 based on the driving force of the electric motor 40 is adjusted by the control device 46.
  • the control device 46 performs a walking operation stage (for example, a specific hip joint angle such as a stage in which the hip joint is bent and the hind leg is forwarded or a stage in which the hip joint is extended and the front leg is kicked on the ground). And the energization to the electric motor 40 is controlled in accordance with the hip joint angle which is the stage of the specified walking motion.
  • a walking operation stage for example, a specific hip joint angle such as a stage in which the hip joint is bent and the hind leg is forwarded or a stage in which the hip joint is extended and the front leg is kicked on the ground.
  • the control means 50 of the electric motors 40, 40 by the control device 46 uses the detected angles of the left and right hip joints as reference signals, and satisfies the control conditions of the electric motors 40, 40 corresponding to preset specific hip joint angles. As described above, power is supplied from the power supply device 44 to the electric motors 40 and 40.
  • the control means 50 is a drive that specifies timing for starting / stopping power supply to the electric motor 40 in response to a change in the hip joint angle.
  • Storage means 52 such as a RAM in which timing information and control information including drive output information specifying the magnitude of electric power supplied to the electric motor 40 (the amount of winding of the auxiliary force transmission band 12 corresponding to the support force) is stored. It is comprised including.
  • the drive timing information and the drive output information stored in the storage means 52 can be changed and set as necessary. For example, the angle position of the hip joint that provides support force is extended for each user. The size of the support force can be adjusted.
  • the control unit of the control unit 50 uses the hip joint angles output from the capacitive sensors 32, 32 as the left and right hip joint angle sensors as reference signals.
  • the hip joint angle is based on control information such as drive timing information and drive output information stored in the storage unit 52 in advance. Then, a drive control signal is output so that power supply from the power supply device 44 to the electric motor 40 of the assist member is started or stopped.
  • the capacitive sensor 32, the control unit in the control means 50, and the electric motor 40 for driving the assist member are provided independently for each of the left and right, and a pair in the storage means 52.
  • the power supply control to the electric motor 40 by the control means 50 based on the control information is executed separately for the left and right legs.
  • drive control signals by the control means 50 for controlling the electric motors 40, 40 in the pair of left and right assist members are output independently to the left and right legs.
  • the drive output information stored in the storage means 52 includes information for changing the power supplied to the electric motor 40 corresponding to the range of the hip joint angle (such as a coefficient for multiplying the initial value of the winding amount). It may be. As a result, for example, every time the hip joint angle reaches a plurality of preset angles, the output of the electric motor 40 can be increased or decreased step by step, and the assist force exerted on the user can be reduced. It is possible to further improve the efficiency of walking, and to further reduce the sense of discomfort to the user.
  • the mounting position of the upper end portion of the auxiliary force transmission band 12 with respect to the user is a fulcrum A
  • the hip joint position of the user is the fulcrum B
  • the lower end of the auxiliary force transmission band 12 is.
  • the mounting position of the portion with respect to the user is a fulcrum C
  • the length of the side AC at ⁇ ABC corresponding to the length of the auxiliary force transmission band 12 changes according to the angle ⁇ of the hip joint.
  • a point O in FIG. 9 is an intersection of a horizontal line passing through the fulcrum A and a vertical line passing through the fulcrum B.
  • the position of the fulcrum A is a substantially intermediate position between the attachment position to the transmission band support belt 26 at one end of the second traction band 20 and the guide fitting 30 through which the second traction band 20 is inserted.
  • the length of the auxiliary force transmission band 12 as the effective length (the length of the side AC) periodically changes according to the angle ⁇ of the hip joint during walking, as shown in FIG. Therefore, the specific length can be obtained by the mathematical expression in FIG.
  • the length of the auxiliary force transmission band 12 is a dimension corresponding to the difference between the side AC calculated based on the mathematical formula and the reference length without deflection of the side AC at a predetermined point in the walking cycle. So that the tension acting on the auxiliary force transmission band 12 during walking is maintained substantially constant (for example, approximately ⁇ 0), thereby preventing bending. It has become.
  • the walking period (%) which is the horizontal axis in FIG. 10, corresponds to the period (%) illustrated on the lower side of FIG.
  • Such bending prevention control by adjusting the tension of the auxiliary force transmission band 12 is performed by rotating the electric motor 40 on the basis of a relational expression stored in advance according to the hip joint angle ⁇ during walking. This is realized by adjusting the winding amount and the feeding amount of 20.
  • the bending prevention control system is configured such that the length of the auxiliary force transmission band 12 (the length of the side AC) with respect to the change in the angle of the hip joint.
  • a storage unit 52 such as a RAM in which bending prevention control information including drive timing information for specifying timing for starting / stopping power feeding is stored is included.
  • the drive timing information stored in the storage means 52 can be changed and set as necessary, and can be adjusted according to the physique of each user, for example. Then, as shown in FIG. 11, the deflection prevention control can be performed independently of the control of the support force corresponding to the above-mentioned hip joint angle.
  • the control means 50 can output the drive control signal to drive and control the electric motor 40 so that the control target values are achieved.
  • the effective length of the auxiliary force transmission band 12 is changed following the change in the angle of the hip joint, and the auxiliary force transmission band 12 is maintained in a stretched state with a substantially constant tension.
  • the target support force can be obtained by the user without being adversely affected by the change in the length of the auxiliary force transmission band 12 corresponding to the change in the angle of the hip joint. It becomes possible to give to a leg part stably and accurately.
  • an auxiliary force (assist force) is applied so as to reinforce the force necessary for the bending motion of the hip joint. It becomes possible to assist the walking movement accompanied by. That is, when the control device 46 specifies that, for example, the user is going to bend the hip joint forward based on the detection result of the capacitive sensor 32, the control device 46 rotates by energizing the electric motor 40 from the power supply device 44. The shaft 42 is rotated in one circumferential direction.
  • the second traction band 20 is wound around the rotary shaft 42 and the substantial length of the second traction band 20 is shortened, so that the second traction band 20 is extrapolated to an intermediate portion of the second traction band 20.
  • the length of the auxiliary force transmission band 12 is shortened by the connecting fitting 22 being pulled and displaced toward the second mounting portion 16 (upper side). Then, a tensile force is exerted on the first mounting portion 14 through the first traction band 18 attached to the connecting fitting 22, and the first mounting portion 14 mounted on the knee joint is mounted on the waist. Is pulled toward the mounting portion 16 side.
  • the assist force acts so as to attract the knee joint to the waist side against gravity, and the muscular strength for performing the walking motion accompanied by the flexion of the hip joint is assisted.
  • the control device 46 adjusts the rotational force of the rotating shaft 42 (supply voltage to the electric motor 40) according to the change in the value of the hip joint angle ⁇ detected by the capacitive sensor 32, the user can It is possible to more efficiently provide an assist force that is not excessive or insufficient for the operation to be performed. Further, when the value of the hip joint angle ⁇ reaches a preset value, the energization to the electric motor 40 is stopped, thereby avoiding a user's uncomfortable feeling due to excessively supplementing or restraining the motion of the hip joint.
  • the control device 46 when the control device 46 specifies that, for example, the user intends to extend the hip joint backward based on the detection result of the capacitive sensor 32, the control device 46 rotates by energizing the electric motor 40 from the power supply device 44.
  • the shaft 42 is rotated in the other circumferential direction.
  • the second traction band 20 is sent out from the rotating shaft 42 and the substantial length of the second traction band 20 is increased, so that the second traction band 20 is extrapolated to an intermediate portion of the second traction band 20.
  • the connection fitting 22 is displaced in a direction (lower side) away from the second mounting portion 16 due to its own weight, elasticity, or the like. Then, by releasing the tensile force exerted on the first mounting portion 14 through the first traction band 18 attached to the connection fitting 22, the hip joint extension movement is prevented by the walking movement assisting tool 10. Is prevented.
  • the walking exercise assisting device 10 is worn, a part of the force required when bending the hip joint is compensated by the generated force of the electric motor 40, so that walking can be easily performed.
  • the state in which the leg extending backward kicks off the ground and is in a single leg standing position is based on the detection values of the left and right capacitive sensors 32, 32 as the joint angle sensor.
  • the assisting force exerted on the pair of legs by the electric motor 40 exerts an assisting force in the direction of swinging forward with respect to the swinging leg B kicked off the ground to assist the pendulum movement of the swinging leg B.
  • the controller 46 is controlled by the controller 46.
  • a period of walking is defined as a period from when the robot is carried forward by movement (b to d) until the moment when the user touches the ground (e).
  • the periodic change pattern of the hip joint is practical as shown in FIG. It was confirmed that it could be detected with accuracy. Therefore, by controlling the start and stop of the power supply to the electric motor 40 at a predetermined timing specified in advance based on the detection signal of the capacitance type sensor 32, the auxiliary effect of walking muscle strength as described above is achieved. Is considered to be demonstrated.
  • the angle change width of the hip joint during walking and the relative relationship between the phase of the hip joint and the muscle strength generated by each muscle differ depending on the individual physique, the way of walking, the heel, etc., for example, assist T1 in FIG. , T2, and T3, the specific setting for starting and stopping the power supply to the electric motor 40 is preferably changed for each user.
  • whether or not the set point is suitable for the user is determined by referring to the subjective opinion of the user, for example, by changing the points such as starting and stopping of power supply to the electric motor 40. It is also possible to perform the determination based on the result of determining the suitability of the support effect obtained by relatively comparing the output values of the myoelectric potential sensors of the users that are actually measured.
  • the electric motor 40 is driven and controlled by the control means 50 so that the assisting force is exerted on the free leg B.
  • the position where the leg extending backward kicks off the ground and becomes the free leg B is set as a reference point t1, and within the range of ⁇ 15% to + 15% of the walking cycle from the reference point t1.
  • the starting point of the assist force based on the detection value of the joint angle sensor is set so that the starting point is set at the start point, and more preferably, the starting point is at a position 10% of the walking cycle from the reference point t1. Is set. Specifically, as illustrated in FIG. 13, the reference point t1 is the starting point of the assist force, and an acting force of 2 to 4 kgf is applied to the free leg B over a period of 10 to 50% of the walking cycle. It is exemplified.
  • the assisting force does not need to be continued at a constant magnitude, and can be changed with time or act intermittently.
  • the first mounting portion 14 is attached to the thigh by the upper winding portion 14a, and is also attached to the crus by the lower winding portion 14b, thereby transmitting auxiliary force.
  • the tensile force by the belt 12 is directly applied not only to the thighs of the legs but also to the crus.
  • a support force F2 in the direction of attracting the crus to the waist is exerted. This support force F2 assists the pendulum movement in which the lower leg is swung forward around the knee joint.
  • the assisting forces F1 and F2 in the direction of swinging forward are exerted on the free leg B during walking, so that the free leg B is grounded when it is lifted from the action of gravity exerted on itself or from the ground.
  • the assistance by the assist force is also received, so that the player can swing out more efficiently.
  • the pendulum motion of the swing leg B particularly in this embodiment, the coupled motion of the pendulum motion around the hip joint of the thigh and the pendulum motion around the knee joint of the lower leg is more efficiently expressed.
  • the assisting force is applied to the free leg B to assist the walking movement by improving the efficiency of the pendulum movement of the free leg B. Therefore, the ground leg A that supports the weight of the user has a large muscular strength and Stimulation by external force (body weight) is exerted, and a walking exercise effect on muscles and skeleton can be sufficiently provided.
  • the user sets the timing for giving support force to the swing leg B appropriately. It is also possible to make it conscious. As a result, it is possible to expect a training effect for regaining the original independent walking by improving the awareness of the starting point of the pendulum motion with respect to the swing leg B and the optimization of the timing of the walking motion.
  • the first traction band 18 of the auxiliary force transmission band 12 provided on the path for transmitting the generated driving force of the electric motor 40 to the user's leg as an assisting force can be elastically deformed in the force transmission direction.
  • the generated driving force of the electric motor 40 is relaxed by the elastic deformation of the first traction band 18 and then exerted on the leg of the user. Therefore, as compared with the case where the generated driving force of the electric motor 40 is directly transmitted, it is possible to reduce the load on the user's joints and the like, thereby preventing problems such as muscle damage.
  • the assist force exerted on the user's leg is a relatively small force of about 2 kgf to 5 kgf. This does not force the user to perform the action, but the action of support force based on the idea of compensating for the lack of muscular strength necessary for the action is realized, and the user's body is burdened. And necessary assistance can be provided.
  • the auxiliary force transmission band 12 is soft and deformable, it does not give an excessive sense of restraint to the user unlike the conventional exoskeleton type auxiliary force transmission device, and particularly from the lateral direction. Even when a disturbance is input when the button is pressed, a user's spontaneous and instantaneous operation is allowed, and a fall avoidance operation can be realized.
  • the elasticity of the first traction band 18 in the force transmission direction is 0.3 kgf / cm 2 to 2.0 kgf / It is desirable to set between cm 2 .
  • the generated driving force of the electric motor 40 is sufficiently buffered, so that an excessive load can be prevented from acting on the user's leg, and the user's spontaneous operation can be sufficiently allowed.
  • An effective assist force is transmitted to the user's leg, and the operation can be effectively assisted.
  • the first traction band 18 is limited in deformation in a direction substantially orthogonal to the force transmission direction, and the first traction band 18 is integrally formed with the first traction band 18 in the circumferential direction. Expansion and contraction (expansion deformation or contraction deformation) is suppressed, and the stability of the shape is enhanced. Thereby, at the time of the effect
  • the generation of the assist force according to the user's operation state is stored in the storage unit 52 based on the detection result of the hip joint angle by the capacitive sensor 32. Since the control device 46 is automatically executed while referring to the control signal, a troublesome operation by the user is also unnecessary. Further, in the present embodiment, the control of the support force for the left and right leg muscle strengths is performed independently based on the left and right hip joint angles, so that, for example, if one of the legs is tripped Even when only the hip joint angle changes greatly, control such as exerting a large support force based on the detected value of the hip joint angle of one leg can be easily realized.
  • the capacitance type sensor 32 is employed in the present embodiment, a decrease in detection accuracy with respect to a temperature change is small and correction for the temperature change is easy. Even when the temperature change is large due to a change in body temperature or the like, a correct detection result can be obtained stably. In addition, since the capacitance type sensor 32 has a small decrease in detection accuracy with respect to repeated input, sufficient durability can be secured, and regular use in daily life can be realized with high accuracy. .
  • the auxiliary force transmission portion in the present embodiment is the auxiliary force transmission band 12 formed of a thin cloth having a belt shape, sufficient flexibility is given, and a hard exoskeleton is formed. Compared with the walking exercise assisting tool, it can be easily attached and detached. That is, when a hard exoskeleton is attached to the user, the user needs to adjust the bending angle of the joint according to the shape of the exoskeleton, and it is often difficult to sit and wear.
  • the walking exercise assisting device 10 of the present embodiment has an auxiliary force transmission band 12 because the auxiliary force transmission band 12 connecting the first mounting part 14 and the second mounting part 16 is flexible and bends as necessary.
  • the first mounting portion 14 and the second mounting portion 16 can be mounted at appropriate positions regardless of the bending angle of the user's joint. is there.
  • the auxiliary force transmission band 12 is flexible, for example, the first mounting portion 14 and the second mounting portion 16 can be mounted in a sitting posture with a hip joint bent. The attachment / detachment work can be performed in the posture.
  • the walking exercise assisting device 10 is light and can be easily handled even by an elderly person with weak muscle strength.
  • the first mounting portion 14 and the second mounting portion 16 are also made of cloth, the walking exercise assisting device 10 as a whole is made lighter and includes an attaching / detaching operation and the like. Further improvement of handling is achieved.
  • the auxiliary force transmission band 12 is made of a thin cloth, the auxiliary force transmission band 12 is disposed along the shape of the user's body surface in the wearing state, and the thickness is increased along the body surface. Almost curves in the vertical direction. Therefore, it becomes possible to wear clothes on the walking exercise assisting tool 10 and use it without being noticeable in daily life.
  • first mounting portion 14 is attached to the knee joint
  • second mounting portion 16 is attached to the waist, thereby preventing the auxiliary force transmission band 12 from becoming unnecessarily long.
  • the assist force is efficiently exerted on the legs while reducing the size of the assisting tool 10.
  • the auxiliary force transmission band 12 when at least a part of the auxiliary force transmission band 12 is formed of, for example, a rubber sheet, an elastic restoring force can be efficiently applied to the leg portion in addition to the support force by the tensile force. it can.
  • the driving device 38 since the driving device 38 is provided on the waist where the amount of exercise is small during walking, it is possible to reduce the obstacle of the driving device 38 to the walking motion.
  • a walking exercise assisting tool 10 having a structure according to the present embodiment was actually attached to a healthy person, and a support effect during walking was confirmed.
  • a myoelectric potential sensor is attached to the surface of a muscle part such as the gastrocnemius muscle to detect a myoelectric potential detection waveform when the support force is applied and the assist is applied and when the assist force is not applied and the assist force is not applied.
  • the timing of the start of the action of the support force indicates each experimental result when the points T2 and T3 in FIG. 12 described above are set using the hip joint angle ⁇ as a reference signal. As shown in FIG. 15, it was confirmed that by applying the support force, the myoelectric potential decreased in an area of 20 to 40% of the walking cycle and an effective support effect was exhibited.
  • the mounting position of the control device 46, the power supply device 44, etc. is not limited.
  • the control device 46 or the power supply device 44 is housed in the pocket of the user's clothes as an independent structure connected by an energization lead wire, or hung on the user's shoulder. It is also possible to install them equally.
  • the assist force generation drive source is not limited to the electric motor, and an artificial muscle or the like may be used.
  • the joint angle sensor that detects the user's movement is not limited to the capacitance type sensor, and for example, a resistance that detects the movement of the user based on a change in the resistance value due to the action of force. It is also possible to employ a change type sensor. If such a resistance change type sensor is employed, measurement using a DC voltage is possible. Therefore, the measurement circuit can be easily simplified, and downsizing and cost reduction can be easily realized. In addition, since the resistance value changes sharply even with the action of a small force, it is possible to detect a wide range from a slight motion to a large motion of the joint.
  • the resistance change type sensor for example, a sensor having flexibility as disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2008-69313 is suitably used. Also, a plurality of types of sensors having different structures and detection methods may be used in combination, such as a combination of a capacitance type sensor and a resistance change type sensor.
  • the capacitive sensor 54 is mounted on the back surface of the first traction band 18 (the overlapping surface on the thigh) and is mounted on the front surface of the thigh.
  • the capacitive sensor 54 it is also possible to detect the pinching pressure between the first traction band 18 and the thigh accompanying the deformation of the thigh muscle when the hip joint is bent as a change in capacitance.
  • FIG. 17 if a capacitive sensor 56 that spreads from the user's buttocks to the thigh is employed, the flexion and extension of the hip joint can be detected more directly.
  • the walking exercise assisting device 58 includes a pants (leggings) -like sensor holding suit 60 provided with a capacitive sensor 56 in addition to the auxiliary force transmission band 12 and the first and second mounting portions 14 and 16.
  • the auxiliary force transmission band 12 and the first and second mounting portions 14 and 16 are mounted.
  • 16 and 17 can employ the same basic structure as the capacitive sensor 32 shown in the embodiment.
  • the capacitive sensor 54 attached to the front surface of the thigh as shown in FIGS. 16 and 17 and the capacitive sensor 56 attached to the surface of the buttocks are arranged at both upper and lower ends thereof.
  • Attached to the user's body surface etc. for example, when the foot is stepped on, it is deformed in tension, and when the foot is kicked out, using the change in stress accompanying the relaxation of the tensile deformation, It is also possible to detect the swing angle of the direction. Furthermore, as a joint angle sensor, it is possible to directly detect the hip joint angle by using a sensor such as a rotary encoder that directly detects the angle.
  • auxiliary force transmitting portion is not necessarily limited to a portion having flexibility (flexibility) as a whole, and may be a hard portion formed of metal, synthetic resin or the like as long as it is partial. Further, the entire auxiliary force transmission unit may be elastically deformable in the force transmission direction, or the auxiliary force transmission unit may be partially allowed to elastically deform in the force transmission direction.
  • the lower end of the auxiliary force transmission band 12 is attached to the thigh and crus in the first mounting portion 14.
  • a first auxiliary force transmission band attached to the thigh at the lower end and a second auxiliary force transmission band attached to the lower leg at the lower end It is also possible to adopt a combination.
  • the action of the assist force of the pendulum movement on the thigh and the action of the assist force of the pendulum movement on the lower leg are more efficiently performed at different timings and sizes, and the thigh It is also possible to more efficiently assist and realize the pendulum movement coupled with the lower leg.
  • the training effect of muscular strength can be improved by exerting resist strength on the legs and increasing the muscular strength load exerted on the user at the time of walking compared to normal walking.
  • resist strength By providing such a resist strength to the user, for example, restoration of muscle strength can be more effectively promoted for a patient whose muscle strength has decreased.
  • the restoration of muscular strength is further promoted by increasing the magnitude of the tensile force stepwise or gradually to increase the muscular strength load on the patient. Improvement and prevention of symptoms such as syndrome are expected.
  • the storage means 52 in the control means 50 may not be provided.
  • a specific state such as a timing at which a leg extending rearward of the user kicks off the ground and becomes a one-leg standing position is detected.
  • the electric motor 40 may be driven using the detection value of the joint angle sensor as a trigger.

Abstract

　歩行能力低下者等に用いられて、小さな力で歩行運動をサポートすることにより、歩行能力低下者自身の筋力による歩行運動を促進して、歩行速度を上げることにより、筋力低下を効果的に抑制できるだけでなく、一定の歩行速度を保つ場合には、より少ないエネルギーでより長時間、より遠距離の歩行を支援できる遊脚に着目した新規な技術思想に基づく歩行用の運動補助具を提供する。　歩行用遊脚振子運動補助具１０が、補助力伝達部１２に対して引張力を及ぼす駆動源４０が設けられたアシスト部材を、左右の脚部用に一対備えている一方、使用者の股関節における関節角度を検出する関節角度センサ３２と、関節角度の変化に対応して各アシスト部材における各駆動源４０を駆動制御せしめて、地面を蹴り出した遊脚に対して前方に振り出す方向のアシスト力を及ぼすことにより遊脚の振子運動を補助する制御手段５０とを有する。

Description

歩行用遊脚振子運動補助具およびアシスト力の制御方法
　本発明は、歩行能力低下者等に用いられて、小さな力で歩行運動をサポートすることにより、歩行能力低下者自身の筋力による歩行運動を促進して、例えば歩行速度を上げることにより筋力低下を効果的に抑制できると共に、例えば一定の歩行速度を保つ場合には、より少ないエネルギーで長時間の歩行が支援されてより遠距離の歩行をアシストできる歩行用の遊脚振子運動補助具およびアシスト力の制御方法に関する。
　従来から、筋力が低い身体障害者や高齢者の歩行をサポートするために、特許第４２００４９２号公報（特許文献１）や特開２０１０－１１０４６４号公報（特許文献２）に示されているような装着式の補助装置が提案されている。
　ところで、これら特許文献１，２に記載された従来構造の補助装置は、外骨格型の補助装置であって、使用者の体に沿って装着される硬質のアームやフレームからなる外骨格が、関節部においてモータで駆動されることにより、使用者の脚が外骨格アームと共に動作させられるようになっている。
　しかしながら、このような硬質の外骨格を用いた従来の補助装置は、何れも、地面に対して交互に接地と浮上を繰り返す二足歩行において、体重を支持等するのに大きな筋力が必要とされる接地側の脚の筋力を補うものであった。それ故、大きな出力が必要とされて装置の大型化や重量化が避け難いという問題があった。
　しかも、接地側の脚の筋力を大きな出力補助で補う従来の補助装置では、使用者自身の筋力を大きな力で補助するために、使用者自身の筋力負担が小さくて済む結果、使用者自身の筋力を鍛えて筋力低下を抑制する効果を期待し難いという問題もあった。それ故、特に加齢などの理由で歩行障害を持つが歩行不可まで至っていないロコモティブ症候群等といわれる歩行能力低下者では、従来の剛骨格構造をもって接地脚への筋力補助を行う補助装置を採用しても、歩行能力の維持や向上を望むことが難しく、自立歩行不可へ至る重度の歩行障害への移行を抑えることについて必ずしも有効ではなかったのである。
　また、従来の硬質の外骨格構造の補助装置では、使用者の体格と正確に合っていなかったり、装着が不適当であったりすると、外骨格の剛性に起因して、運動時に使用者の関節等に過度の力が加わってしまうという危険もあった。
　加えて、硬質の外骨格が使用者の関節の動きを拘束することから、例えば使用者に対する横方向の外力などの外乱作用があると、使用者の自発的反応による転倒防止動作が阻害されて転倒につながるおそれもあった。
特許第４２００４９２号公報 特開２０１０－１１０４６４号公報
　本発明は、上述の事情を背景に為されたものであって、その解決課題は、歩行能力低下者等に用いられて、小さな力で歩行運動をサポートすることにより、歩行能力低下者自身の筋力による歩行運動を促進して、筋力低下を効果的に抑制することのできる、遊脚に着目した新規な技術思想に基づく歩行用の運動補助具を提供することにある。
　また、本発明は、構造が簡単で軽量であることに加えて、外乱等に対する瞬間的且つ突発的な使用者自身の危険回避反応の動作を過度に拘束することなく、使用者の歩行を効果的にサポートすることで筋力のトレーニング効果を安全に発揮し得る、新規な歩行用の運動補助具を提供することも、目的とする。
　本発明の第１の態様は、柔軟性を有する補助力伝達部の両端部分に対して、使用者の股関節を挟んだ脚部側に装着される第１の装着部と腰部側に装着される第２の装着部とが設けられていると共に、該補助力伝達部に対して引張力を及ぼす駆動源が設けられたアシスト部材を、左右の脚部用に一対備えている一方、該使用者の股関節における前後方向の関節角度を検出する関節角度センサと、該関節角度センサの検出値から該使用者の歩行時に後方に延びた脚が地面を蹴り出して片脚立位になった状態を検出して、該駆動源を駆動制御せしめて該地面を蹴り出した遊脚の該補助力伝達部に対して引張力を及ぼすことにより、前方に振り出す方向のアシスト力を及ぼして該遊脚の振子運動を補助する制御手段とを、有する歩行用遊脚振子運動補助具を特徴とする。
　第１の態様に従う構造とされた運動補助具は、人の二足歩行に際しての遊脚の振子運動による歩行エネルギーの効率化作用等に着目し、遊脚に対してアシスト力を作用させるものである。これにより、歩行に際しての遊脚の振子運動が積極的に増大されて、遊脚の振子運動による運動エネルギーの増大による歩行運動の力学的補助効果が達成される。それに加えて、適切なタイミングでサポート力を遊脚に及ぼして、歩行運動に際しての遊脚の本来の動きを実現させることにより、歩行能力低下者における歩行に際しての人体各部の協調運動の乱れや位相のずれを改善し、歩行の効率化とリズム化を取り戻させることができる。
　これにより、本態様の運動補助具では、接地脚の筋力への大きな力の補助を目的とした従来構造の補助装置とは異なり、小さな出力で歩行を的確に且つ効率的にサポートして、歩行能力低下者等において本来の歩行秩序による人体各部の連成運動を取り戻させると共に、接地脚における使用者の筋力を稼働させて筋力低下の抑制効果を発揮させつつ、歩行の自発的な促進を図ることが可能になる。その結果、歩行運動機能の低下に対して効果的に抑制効果を達成し、歩行機能の改善も期待することができるのであり、運動器障害に起因するロコモティブシンドローム（運動器症候群）の初期段階などに対して優れたトレーニング効果が発揮され得る。
　しかも、本態様の運動補助具は、遊脚へアシスト力を及ぼすことで遊脚による歩行の効率化とリズム化とを補助して、自立歩行の負担を軽減するものであることから、体重を負担するために接地脚への大きな補助力の作用を目的とした従来構造の補助装置に比して、出力が小さくて済み、装置の小型化や軽量化が図られ得、使用も容易となる。
　加えて、本態様の運動補助具は、補助力伝達部が柔軟性を有して変形を許容されていることにより、硬質な外骨格を有する歩行運動補助具に比して、使用者が容易に着脱することができる。しかも、柔軟な補助力伝達部の変形に基づいて、装着状態のままで、椅子に腰掛けたり横向き歩行ができるなど、多様な日常生活動作が可能であり、従来構造の外骨格式の歩行運動補助具のように使用者の動作を過度に拘束したり、関節等に対して過度の負担を及ぼすことがないことから、日常生活の自然な動作によって筋力や神経系の機能が維持向上され得る。また、運動補助具の装用による使用者の肉体的および精神的な負担が軽減されて、連続的な装用も実現可能となる。更に、歩行中の使用者に対する横方向の外力などの外乱作用に際しても、使用者の自発的反応による転倒防止の動作が許容されて安全性の向上が図られ得る。
　本発明の第２の態様は、前記第１の態様に係る運動補助具において、前記アシスト部材における前記第１の装着部が、大腿骨の遠位端から脛骨の近位端に至る範囲内に装着されるようになっているものである。
　本態様の運動補助具では、第２の装着部が股関節から離れた位置に設定されることにより、駆動源によるアシスト力をアシスト部材を介して脚部へ一層効率的に及ぼすことが可能になる。それ故、駆動源に必要とされる出力の低減と、それに伴う運動補助具の更なる軽量化や小型化も実現可能となる。
　本発明の第３の態様は、前記第２の態様に係る運動補助具において、前記アシスト部材における前記第１の装着部が脛骨の近位端に装着されることにより、該アシスト部材による前記アシスト力が前記遊脚における膝下部分に及ぼされるようになっているものである。
　本態様の運動補助具では、遊脚の大腿部だけでなく下腿部に対してもアシスト力が及ぼされることにより、脚全体の振子運動に対して一層効率的な補助効果が発揮される。即ち、二足歩行は、股関節の運動によるコンパスモデルとして表すことができるが、より正確には、股関節と膝関節の連成運動を考慮したモデルとして表される。そして、股関節まわりの大腿部の振子運動と膝関節まわりの下腿部の振子運動とを併せた連成運動において下腿部へのサポートを行うことで、エネルギー的に一層効率良く脚を振子運動させて歩行アシストを行うことが可能になる。
　本発明の第４の態様は、前記第１～３の何れかの態様に係る運動補助具であって、前記使用者の股関節における関節角度の変化に対応して前記左右一対のアシスト部材における前記各駆動源を駆動するための駆動タイミング情報および駆動出力情報に関する制御情報を記憶する記憶手段を備えていると共に、前記制御手段が、該記憶手段における該制御情報に基づいて該左右一対のアシスト部材における該各駆動源を駆動制御せしめて、該使用者の歩行時に後方に延びた脚が地面を蹴り出して片脚立位になった状態を前記関節角度センサで検出して、該地面を蹴り出した遊脚に対して前方に振り出す方向のアシスト力を及ぼすことにより該遊脚の振子運動を補助するものである。
　本態様の運動補助具では、各使用者の遊脚における振子運動を補助するために、使用者毎により最適なタイミングおよび出力で駆動源が駆動される。即ち、股関節が所定の角度となる時点で駆動源を駆動するように調節することにより、使用者毎に駆動源の駆動のタイミングが任意に設定され得る。また、駆動源の出力の大きさを調節することにより、遊脚へ及ぼされるアシスト力の大きさも、使用者毎に任意に設定され得る。なお、人の歩行運動に際して、関節角度センサにより股関節の角度が随時検出されて、所定の角度で駆動源を駆動するように設定しても良いし、所定の角度から一定の周期で駆動源を駆動するように設定しても良い。
　本発明の第５の態様は、前記第４の態様に係る運動補助具であって、前記記憶手段は、前記使用者の股関節における関節角度の変化に対応して前記アシスト部材における前記補助力伝達部の有効長を追従させるための撓み防止制御情報を記憶し、前記制御手段は、該記憶手段に記憶されている該撓み防止制御情報に基づいて該関節角度の変化に対応して、該補助力伝達部を一定の張力作用状態に保つように前記左右一対のアシスト部材における前記各駆動源をそれぞれ駆動制御するようにしたものである。
　本態様の運動補助具では、股関節の変化に伴う補助力伝達部の撓みの発生が軽減または回避されることから、補助力伝達部から脚部に作用する歩行のサポート力が、有効に且つ大きな時間遅れなく適切に使用者へ及ぼされ得て、サポート力の遊脚への作用タイミングを一層正確にコントロールすることが可能になる。
　本発明の第６の態様は、前記第１～５の何れかの態様に係る運動補助具であって、前記制御手段において、前記使用者の歩行時に後方に延びた脚が地面を蹴り出して遊脚となる位置を基準点とし、該基準点から歩行周期の－１５％～＋１５％の範囲内に開始点が設定されるように、前記関節角度センサの検出値に基づく前記アシスト力の開始時点が設定されているものである。
　本態様の運動補助具では、歩行時のリズムを適切にとりつつ、遊脚に対してサポート力を一層効率的に及ぼすことができる。また、使用者毎の個人差による歩行態様の相違にも考慮すべきであって、基準点以前の１５％の範囲内に開始点を設定したり、基準点以降で１５％の範囲内に開始点を設定したりすることも好適である。
　なお、遊脚へ及ぼされるアシスト力は、遊脚が使用者の前方で接地した以降は解除することで、接地脚への影響を解除することが望ましい。より好適には、接地点よりも歩行周期の１０％以前にサポート力の解除点が設定される。また、遊脚へ及ぼすアシスト力は、断続的に複数回に分けて遊脚に及ぼすことも可能であるし、継続して遊脚に及ぼすことも可能である。アシスト力を断続的又は連続的に及ぼすアシスト期間は、開始点から歩行周期の１０％以上とすることが望ましく、より好適には開始点から歩行周期の２０％以上、更に好適には３０％以上に設定され、それによって遊脚へ一層効果的なアシスト力を及ぼすことができる。
　本発明の第７の態様は、前記第１～６の何れかの態様に係る運動補助具において、前記関節角度センサが、前記使用者における大腿骨の寛骨に対する前後方向の傾斜角度を左右脚において各別に検出するセンサとされているものである。
　本態様の運動補助具では、人の歩行運動に際し、左右の各脚において、歩行周期と関連して変化する股関節の角度変化を参照信号として、左右一対のアシスト部材による左右一対の脚部へのサポート力が独立的に制御可能となる。それ故、左右の脚毎に、股関節の角度に応じたサポート力を及ぼすことが可能になり、例えば歩行開始した際に直ぐにサポート力を踏み出した脚に及ぼすことも可能になる。また、外乱によって一方の脚だけに突然に大きなサポート力が必要になった場合などにも、一層迅速なサポート力の発揮が実現可能となる。
　本発明の第８の態様は、使用者の歩行時に該使用者の脚部にアシスト力を及ぼして歩行運動を補助する歩行用運動補助具における該アシスト力の制御方法であって、後方に延びた脚が地面を蹴り出して片脚立位になった際に、該地面を蹴り出した遊脚に対して前方に振り出す方向のアシスト力を及ぼして該遊脚の振子運動を補助するアシスト力の制御方法を、特徴とする。
　本態様の制御方法に従えば、歩行に際しての遊脚の振子運動にアシスト力を及ぼして本来の二足歩行の体動実現を補助することにより、小さな力で歩行運動をサポートして、歩行能力低下者自身の動きと筋力による歩行運動を促進し、以て、筋力低下を効果的に抑制することが可能になる。なお、本態様において、遊脚に及ぼされるアシスト力は、かかる脚が地面から浮く以前から予め当該脚に及ぼされていても良いし、脚が地面から浮いて遊脚となった以降に及ぼされても良い。
　本発明によれば、遊脚に着目した新規な技術思想に基づいて、歩行に際しての各部位の連成運動のタイミングの正常化を図って効率的な歩行を実現させることが可能になる。その結果、例えば歩行能力低下者において、人の本来の歩行動作や歩行感覚を取り戻させて、歩行促進とそれに伴う筋力保持や増強などの自立的歩行の継続効果を得ることも十分に期待できる。
人の歩行メカニズムとしての倒立振子モデルを表す説明図。 人の歩行に際しての接地脚と遊脚の運動をモデル的に表す説明図。 本発明の実施形態としての歩行運動補助具を示す正面図。 図３に示された歩行運動補助具の背面図。 図３に示された歩行運動補助具の側面図。 図３に示された歩行運動補助具を構成する静電容量型センサの斜視図。 図４に示された歩行運動補助具の背面図において、カバーを外して駆動装置の内部構造を示す図。 図３に示された歩行運動補助具における制御系を示す機能ブロック図。 図３に示された歩行運動補助具における補助力伝達帯の歩行運動に伴う有効自由長の変化を示す説明図。 図９に示された補助力伝達帯の有効自由長の股関節角度との関係を説明するための関係式を含む説明図。 図３に示された歩行運動補助具におけるサポート（アシスト）力制御と補助力伝達帯の有効自由長変化対応制御との関係を説明するための説明図。 本発明の歩行運動補助具におけるサポート力の作用時期と股関節角度との関係を説明するための説明図。 本発明の歩行運動補助具におけるサポート力の作用タイミングを説明するための説明図。 図３に示された歩行運動補助具における遊脚に対するサポート力の作用をモデル的に示す説明図であって、（ａ）は大腿部へのサポート力の作用を示す説明図、（ｂ）は下腿部へのサポート力の作用を示す説明図。 図３に示された歩行運動補助具による筋力サポート（アシスト）の効果を確認する実験結果を示すグラフ。 図３に示された歩行運動補助具における関節角度センサの別の態様例を示す正面図。 図３に示された歩行運動補助具における関節角度センサの更に別の態様例を示す正面図。
　以下、本発明の実施形態について、図面を参照しつつ説明する。
　はじめに、人の歩行メカニズムは、図１に示される倒立振子モデルＳによって表される。この倒立振子モデルＳは、接地点を支点として重心の振子状の変位をもって歩行をモデル化したものであり、運動方程式は［数１］によって与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　また、上記［数１］から、重心の位置（Ｌθ）と速度（Ｉθ′）との関係は、エネルギー保存則として［数２］で与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　ここにおいて、重心が前方に移動し続けて歩行を継続するためには、位置エネルギーと運動エネルギーからなるエネルギー総和の減少を補い続ける必要がある。従って、歩行の継続条件が、［数３］によって与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　ところで、人の歩行は、図２（ａ）～（ｅ）に示されているように、左右一対の脚を交互に前方に振り出して行われる。この歩行動作において、歩行面の傾斜等による歩行抵抗に抗して重心を前方に移動させる運動エネルギーを維持するために、接地した脚Ａの筋活動で与えられるエネルギーだけでなく、地面から浮いた遊脚Ｂの運動も重要な役割を担っていると考えられる。
　すなわち、図２（ａ）に示されているように、歩行に際して後方に延びた方の脚は、人の重心より後方で爪先が地面から離れて遊脚Ｂとなり、前方に延びた方の脚Ａだけが接地した片脚立位の状態となる。その後、図２（ｂ）～（ｄ）に示される間は、接地脚Ａが一つだけの片脚立位のままで歩行が進められる。この間は、接地脚Ａだけで体重が支えられており、人は接地脚Ａの筋力を意識していることから、前述のように従来構造の歩行アシスト装置は、この接地脚Ａの筋力をサポートすることを目的としていた。
　一方、本発明者は、反対に、歩行に際して地面から浮いた遊脚Ｂに着目し、かかる遊脚Ｂへのサポートを行うことで、従来にない新規な歩行アシスト装置を実現したものである。即ち、遊脚Ｂは、歩行に際して後方に大きく延び出した状態で地面から浮き（図２（ａ））、人の重心より後方において重力作用等で下方に振り下ろされつつ、股関節まわりの揺動により前方に振り出される。この遊脚Ｂの振り出しによる振子運動が、重心を前方に進める運動エネルギーとしても作用することとなり、特に前方に振り出された遊脚Ｂが重心の前方で接地する直前には、遊脚Ｂから重心に与えられた運動エネルギーによって、低くなった位置エネルギーが補われるように作用することで、歩行のスムーズな継続が実現するものと考えられる。
　ところが、加齢等による歩行能力低下者では、歩幅も小さく速度も小さいことから、かかる遊脚Ｂが後方で浮いた際にも十分な重力が作用し得ずに遊脚Ｂの振子運動による効果が発揮され難くなる。その結果、歩行能力低下者は、スムーズな歩行ができなくなり、歩行自体が苦痛となって歩行しなくなることで、脚筋力の更なる低下が進んでしまう。
　ここにおいて、本発明では、遊脚Ｂに対して振子運動をサポートするように、適切なタイミングで遊脚Ｂに補助的にアシスト力を及ぼすことにより、遊脚Ｂの振子運動を促進することで、使用者の歩行にリズムを持たせると共に効率化させるものである。特に、地面から浮いた遊脚Ｂに対してアシスト力を及ぼすものであるから、小さい力で遊脚Ｂを効率的に変位運動させて歩行を補助することができると共に、接地して体重を支える接地脚Ａでは、使用者自身の筋力が主体的に使用されることで、筋力も効果的にトレーニングされ得る。
　また、遊脚Ｂに及ぼされるアシスト力を、遊脚Ｂが振子運動を開始する適切なタインミングで与えるように制御することで、歩行に大切なリズム感を使用者に与えることができる。その結果、使用者における心理的なストレスも軽減することができ、遊脚Ｂの振子運動のサポートによる運動エネルギーの物理的な補助と併せて使用者の負担が一層軽減されることから、より長時間に亘る歩行が促進されて、運動障害の進行抑制が一層効果的に達成され得るのである。
　このような新規な技術思想に基づいて完成された本発明の一実施形態について、その構造や作動を以下に詳細に説明する。
　先ず、図３～５には、本発明の実施形態として、歩行用遊脚振子運動補助具としての歩行運動補助具１０が示されている。歩行運動補助具１０は、股関節の屈伸を伴う歩行運動を補助するものであって、股関節を跨いで延びる左右一対の補助力伝達部としての補助力伝達帯１２，１２のそれぞれの一方には、使用者の股関節を挟んで大腿骨が位置する大腿部側に取り付けられる第１の装着部１４が設けられていると共に、使用者の股関節を挟んで寛骨が位置する腰部側に取り付けられる第２の装着部１６が共通して設けられた構造を有している。そして、これら左右一対の補助力伝達帯１２，１２と、各第１の装着部１４，１４と、共通する第２の装着部１６と、後述する一対の駆動源としての電動モータ４０，４０（図７参照）とで、左右の脚部用に、一対のアシスト部材が構成されている。
　なお、図３～５では、歩行運動補助具１０が使用者の装着状態で図示されており、使用者の輪郭線が２点鎖線で示されている。また、以下の説明において、原則として、前面とは使用者の腹部側の面（正面）を、後面とは使用者の背部側の面（背面）を、上下とは鉛直上下方向である図３中の上下を、それぞれ言う。また、以下の説明において、「アシスト力」とは、歩行等の動作に必要とされる力を補う方向で作用する補助力のことを言い、「レジスト力」とは、動作に必要とされる力に抗する方向で作用する補助力のことを言う。
　より詳細には、補助力伝達帯１２は、それぞれ布地で形成された第１の牽引帯１８と第２の牽引帯２０を、金属製の連結金具２２で連結した構造とされている。これら第１の牽引帯１８および第２の牽引帯２０による構成部分は、何れも柔軟に変形可能とされている。
　第１の牽引帯１８は、上下に延びる略帯状の布地等で形成されており、歩行運動補助具１０の装着状態において使用者の大腿の前面を覆うように配設される。なお、第１の牽引帯１８の材質は、変形可能な軟質の薄肉材であれば良く、触感や耐久性，通気性などを考慮して、織布や不織布の他、皮革、ゴムシート，樹脂シート等が適宜に採用され得る。特に本実施形態の第１の牽引帯１８は、後述する電動モータ４０による引張力の作用方向となる長さ方向（図１中、上下方向）で弾性変形可能とされていると共に、幅方向（図１中、左右方向）で弾性が小さくされて変形が制限されており、長さ方向と幅方向で入力に対する変形量の異方性を有している。なお、第１の牽引帯１８は、長さ方向において、０．３ｋｇｆ／ｃｍ2 以上且つ２．０ｋｇｆ／ｃｍ2 以下の弾性を有していることが望ましい。
　また、第１の牽引帯１８の上端にはリング状の連結金具２２が取り付けられており、第１の牽引帯１８が連結金具２２を介して第２の牽引帯２０に連結されている。第２の牽引帯２０は、略一定の幅寸法を有する帯状であって、伸縮性の小さい繊維を用いた布地や皮革等により、ベルト状に形成されている。第２の牽引帯２０は、長さ方向の中間部分が連結金具２２に挿通されて第１の牽引帯１８と連結されることにより、補助力伝達帯１２が構成されている。
　なお、第２の牽引帯２０は、必ずしも伸縮性を抑えられたものでなくても良いが、補助力の作用衝撃を緩和して装用感を向上させると共に、使用者の自己意識による運動を過度に阻害しないように、第１の牽引帯１８と第２の牽引帯２０の少なくとも一方は、前述の如き長さ方向の弾性変形が許容された弾性繊維等からなる伸縮性のあるものを採用することが望ましい。
　また、補助力伝達帯１２の第１の牽引帯１８の下方には、第１の装着部１４が一体的に設けられている。本実施形態では、第１の装着部１４が、膝関節を保護するために用いられるスポーツ用サポータ状とされており、例えば伸縮性を有する布地等で形成されて使用者の膝関節に巻き付けられ、面ファスナやスナップ，フック等で装着されるようになっている。なお、第１の装着部１４は、第１の牽引帯１８と別体形成されて、接着や縫合などで後固着されていても良い。また、第１の装着部１４には、使用者の膝蓋骨部（膝頭）に位置決めされる貫通孔２４が形成されることにより、膝関節の屈伸を妨げないように配慮されることが望ましい。
　特に本実施形態では、第１の装着部１４が、膝関節の上方に位置する大腿骨の遠位端に対して巻き付けられる上側巻回部１４ａと、膝関節の下方に位置する脛骨の近位端に対して巻き付けられる下側巻回部１４ｂとを、含んで構成されている。これにより、補助力伝達帯１２の下端部が、脚の大腿部と下腿部とのそれぞれに取り付けられて、補助力伝達帯１２による引張力、要するにアシスト部材によるアシスト力が、遊脚Ｂにおける大腿部の遠位端（下端）部位と下腿部の近位端（上端）部位とにそれぞれ及ぼされるようになっている。
　また、補助力伝達帯１２の第２の牽引帯２０の両端部は、第２の装着部１６に取り付けられている。第２の装着部１６は、それぞれ腰部に装着される伝達帯支持ベルト２６と駆動装置支持ベルト２８を有しており、第２の牽引帯２０の一方の端部が伝達帯支持ベルト２６に取り付けられていると共に、他方の端部が駆動装置支持ベルト２８に取り付けられている。
　伝達帯支持ベルト２６は、伸縮性の小さい帯状の布地で形成されており、使用者の腰部に巻き付けられて、両端部が面ファスナやスナップ，フック等で連結されることにより、使用者の腰部に装着される。また、伝達帯支持ベルト２６には、リング状を呈する一対のガイド金具３０，３０が設けられており、伝達帯支持ベルト２６の腰部への装着状態において、腰部の左右両側に配置される。そして、第２の牽引帯２０の一方の端部が、伝達帯支持ベルト２６の前面部分の恥骨付近に対して、縫合や溶着、スナップやフック、面ファスナ等の手段を用いて取り付けられている。
　さらに、伝達帯支持ベルト２６には、下方に向かって延び出すようにして、使用者の股関節における前後方向の関節角度を検出する関節角度センサとしての左右一対の静電容量型センサ３２，３２が取り付けられている。かかる静電容量型センサ３２は、例えば特開２０１０－４３８８０号公報や特開２００９－２０００６号公報等に示されているように、弾性変形を許容された柔軟な静電容量変化型のセンサであって、図６に示されているように、誘電性の弾性材で形成された誘電体層３４の両面に、導電性の弾性材で形成された一対の電極膜３６ａ，３６ｂを設けた構造を有している。
　かかる静電容量型センサ３２は、股関節を挟んだ両側に位置する腰部から大腿部に跨がって延びて、体側表面に沿って重ね合わされて広がるようにして配設されている。本実施形態では、静電容量型センサ３２の上端部が、伝達帯支持ベルト２６に取り付けられて支持されていると共に、静電容量型センサ３２の下端部は、大腿部に巻き付けられて面ファスナ等で装着されるベルト３７に対して取り付けられている。
　そして、伝達帯支持ベルト２６の装着状態において、静電容量型センサ３２は、股関節の屈伸による作用圧力の変化を一対の電極膜３６ａ，３６ｂの接近／離隔に伴う静電容量の変化として検出するようになっており、かかる検出信号が後述する駆動装置３８の制御装置（後述する４６）に入力される。なお、使用者の左右の各体側表面に沿って各１つの静電容量型センサ３２が重ね合わされて装着されており、寛骨に対する左大腿骨の関節における前後方向の傾斜角度（股関節の角度）と、寛骨に対する右大腿骨の関節における前後方向の傾斜角度（股関節の角度）とが、各別に検出されるようになっている。
　かかる股関節の角度変化は、例えば静電容量型センサ３２の面圧分布態様を検出することによって一層正確に検出することができる。具体的には、使用者の左右体側の各一方の表面に広がって且つ股関節を挟んだ上下に延びて配設された各静電容量型センサ３２では、使用者が歩行に際して一方の脚を前方に振り出すことにより寛骨に対して大腿骨が前方に屈曲されると、静電容量型センサ３２のうちで体側中央より後方に位置する領域では引張変形し且つ体側中央より前方に位置する領域では圧縮湾曲変形する。一方、脚を後方に蹴り出すと、寛骨に対して大腿骨が後方に屈曲されて、静電容量型センサ３２のうちで体側中央より前方に位置する領域では引張変形し且つ体側中央より後方に位置する領域では圧縮湾曲変形する。従って、各静電容量型センサ３２において、その体側中央線を挟んだ前後の何れの領域において引張変形が発生し且つ他方の領域において圧縮変形が発生しているかを、領域毎の検出値に基づいて判定し、各変形の程度に応じた検出値の大きさに基づいて股関節の角度変化量を求めることができる。
　特に、本実施形態で用いられている如き静電容量型センサ３２は、特開２０１０－４３８８０号公報や特開２００９－２０００６号公報等に記載のとおり薄肉で変形容易な軟質シート構造とされていることから、体表面に沿って装着しても、使用者に過度の違和感を与えたり、使用者の自発的な体動を拘束することがない。
　一方、駆動装置支持ベルト２８は、図３～５に示されているように、伝達帯支持ベルト２６と同様に、伸縮性の小さい帯状の布地等で形成されており、使用者の腰部に巻き付けられて、両端部が面ファスナやスナップ、フック等で連結されることにより、使用者の腰部に装着される。また、駆動装置支持ベルト２８は、背面部分が正面部分よりも下方まで延び出して大きな面積を有しており、その背面部分に駆動装置３８が装着されている。
　駆動装置３８は、図７に示されているように、駆動源としての左右一対の電動モータ４０，４０と、それら一対の電動モータ４０，４０によって回転駆動される左右一対の回転軸４２，４２と、電動モータ４０，４０に電力を供給するバッテリー等の電源装置４４と、静電容量型センサ３２，３２の検出結果に基づいて電動モータ４０，４０を作動制御する制御装置４６とを含んで構成されている。なお、これらの電動モータ４０、電源装置４４、制御装置４６等は有線または無線により電気的に接続されているが、図７においてはかかる図示を省略する。
　各電動モータ４０は、一般的な電動機であって、好適には回転位置を検出して正逆両方向の回転量を制御することができるサーボモータ等が採用される。そして、電源装置４４からの通電によって駆動される電動モータ４０の駆動軸４８における回転駆動力が、適宜の減速歯車列を介して、回転軸４２に伝達されるようになっている。回転軸４２は、周方向への回転を許容されるように支持されたロッド状の部材であって、その外周面に第２の牽引帯２０の他方の端部が固定されて巻き付けられている。これにより、第２の牽引帯２０の他方の端部は、駆動装置３８を介して駆動装置支持ベルト２８に取り付けられており、以て、補助力伝達帯１２が股関節を跨いで配設されている。
　そして、回転軸４２が電動モータ４０の駆動軸４８から及ぼされた駆動力によって周方向一方に回転させられることにより、補助力伝達帯１２の第２の牽引帯２０が回転軸４２に巻き取られる。これにより、電動モータ４０による駆動力が補助力伝達帯１２の長さ方向（第１の牽引帯１８および第２の牽引帯２０の長さ方向）に伝達されて、第１の装着部１４と第２の装着部１６の間に引張力として及ぼされる。上記から明らかなように、補助力伝達帯１２は、電動モータ４０の駆動力の伝達方向に延びている。一方、回転軸４２が電動モータ４０によって周方向他方に回転させられると、回転軸４２による補助力伝達帯１２の巻き取りが解除されて送り出され、第１の装着部１４と第２の装着部１６の間で引張力が解除される。
　なお、電動モータ４０の逆回転は必須でなく、電動モータ４０への給電を停止して、補助力伝達帯１２の引き出しが自由に許容され得る状態にすることにより、第１の装着部１４と第２の装着部１６の間での引張力を解除しても良い。これによれば、使用者の筋力による動作に伴って、補助力伝達帯１２が過度に弛むことなく、動作の抵抗となる程の張力をもたないで、歩行動作に対して容易に追従することが可能になる。
　また、電動モータ４０の制御は、電源装置４４から電動モータ４０への通電の有無や通電方向（駆動軸４８の回転方向）が制御装置４６によって制御されることで実行されている。制御装置４６は、静電容量型センサ３２の検出結果（出力信号）に基づいて使用者の股関節の屈曲運動および伸展運動を検出して、検出した股関節の運動に応じて電動モータ４０への通電を制御する。これにより、電動モータ４０の駆動力に基づいて第１の装着部１４と第２の装着部１６の間に及ぼされる引張力が、制御装置４６によって調節されている。なお、本実施形態では、制御装置４６が、歩行動作の段階（例えば、股関節を屈曲して後足を前方に運ぶ段階や股関節を伸展して前足で地面を蹴る段階等の特定の股関節角度）を特定して、特定した歩行動作の段階である股関節角度に応じて電動モータ４０への通電を制御するようになっている。
　すなわち、制御装置４６による電動モータ４０，４０の制御手段５０は、左右の股関節の検出角度を参照信号とし、予め設定された特定段階の股関節角度に対応した電動モータ４０，４０の制御条件を満足するように、電源装置４４から電動モータ４０，４０への電力供給を実行するようになっている。本実施形態では、例えば図８に機能ブロック図が示されているように、かかる制御手段５０は、股関節角度の変化に対して電動モータ４０への給電を開始／停止等するタイミングを特定する駆動タイミング情報や、電動モータ４０へ給電する電力の大きさ（サポート力に対応する補助力伝達帯１２の巻取り量）を特定する駆動出力情報を含む制御情報が記憶されたＲＡＭ等の記憶手段５２を含んで構成されている。なお、この記憶手段５２に記憶された駆動タイミング情報や、駆動出力情報は、必要に応じて変更設定可能とされて、例えば使用者毎に、サポート力を発揮する股関節の角度位置や、及ぼされるサポート力の大きさ等を調節可能とされている。
　そして、記憶手段５２のＲＯＭやＲＡＭに予め記憶されたプログラムに従って、制御手段５０の制御部は左右の股関節の角度センサとしての静電容量型センサ３２，３２から出力される股関節角度を参照信号として、かかる股関節角度が、記憶手段５２に予め記憶された給電の開始又は停止の股関節角度に達した場合には、記憶手段５２に予め記憶された駆動タイミング情報や駆動出力情報等の制御情報に基づいて電源装置４４からアシスト部材の電動モータ４０への給電を開始又は停止するように駆動制御信号を出力する。また、本実施形態では、静電容量型センサ３２や制御手段５０における制御部、アシスト部材駆動用の電動モータ４０が、何れも左右各別に独立して一対ずつ設けられており、記憶手段５２における制御情報に基づいた、制御手段５０による電動モータ４０への給電制御が、左右の脚に対して各別に実行されるようになっている。要するに、左右一対のアシスト部材における電動モータ４０，４０を制御する、制御手段５０による駆動制御信号が、左右の脚に対して相互に独立して出力される。
　さらに、記憶手段５２に記憶される駆動出力情報として、股関節角度の範囲に対応して電動モータ４０へ給電する電力を変化させるための情報（巻取り量の初期値に乗算する係数など）が含まれていても良い。これにより、例えば、股関節角度が予め設定した複数段階の角度に至る毎に、電動モータ４０の出力を段階的に又は次第に増大させたり減少させることが可能になり、使用者に及ぼされるアシスト力を歩行に際して一層効率化したり、使用者への違和感の更なる軽減を図ったりすることができる。
　ところで、図９にモデル的に示されているように、補助力伝達帯１２の上端部分の使用者に対する装着位置を支点Ａとし、使用者における股関節位置を支点Ｂとし補助力伝達帯１２の下端部分の使用者に対する装着位置を支点Ｃとすると、補助力伝達帯１２の長さに相当する△ＡＢＣにおける辺ＡＣの長さは、股関節の角度θに応じて変化する。なお、図９中の点Ｏは、支点Ａを通る水平線と支点Ｂを通る鉛直線との交点である。また、支点Ａの位置は、第２の牽引帯２０の一方の端部における伝達帯支持ベルト２６への取付位置と該第２の牽引帯２０が挿通されたガイド金具３０との略中間位置となる。
　ここにおいて、かかる有効長としての補助力伝達帯１２の長さ（辺ＡＣの長さ）は、図１０に示されているように、歩行に際しての股関節の角度θに応じて周期的に変化することとなり、その具体的な長さは、図１０中の数式によって求めることができる。そして、本実施形態では、かかる数式に基づいて算出される辺ＡＣと、歩行周期の所定の時点における辺ＡＣの撓みのない基準長さとの差分に相当する寸法だけ補助力伝達帯１２の長さが変化するように、電動モータ４０を正逆回転制御することにより、歩行中に補助力伝達帯１２に作用する張力が略一定（例えば略±０）に維持されて撓みが防止されるようになっている。なお、図１０中の横軸である歩行周期（％）は、後述する図１２の下側に図示されている周期（％）に対応している。
　このような補助力伝達帯１２の張力調節による撓み防止制御は、歩行時の股関節角度θに応じて、予め記憶された関係式に基づいて電動モータ４０を回転作動させて、第２の牽引帯２０の巻き取り量と送り出し量を調節することによって実現される。具体的には、例えば前述の図８に機能ブロック図が示されているように、かかる撓み防止制御系は、股関節の角度の変化に対して補助力伝達帯１２の長さ（辺ＡＣの長さ）を算出する上述の数式の係数、歩行周期の所定の時点における補助力伝達帯１２の基準長さ、および第２の牽引帯２０の巻き取り／送り出し量に対応する電動モータ４０の回転方向ならびに給電を開始／停止するタイミングを特定する駆動タイミング情報を含む撓み防止制御情報が記憶されたＲＡＭ等の記憶手段５２を含んで構成されている。なお、この記憶手段５２に記憶された駆動タイミング情報は、必要に応じて変更設定可能とされて、例えば使用者毎の体格に合わせて調節可能とされている。そして、かかる撓み防止制御は、図１１に示されているように、前述の股関節の角度に対応したサポート力の制御とは独立して行うことが可能であり、両方の制御を重ね合わせて両方の制御の目標値が重ね合わされて達成されるように、制御手段５０が駆動制御信号を出力して電動モータ４０を駆動制御することができる。このような撓み防止制御によって、補助力伝達帯１２の有効長が股関節の角度変化に対応して追従変化させられて、補助力伝達帯１２が略一定張力の展張状態に維持されることから、サポート力の制御に基づいて電動モータ４０を駆動させた際に、股関節の角度変化に対応した補助力伝達帯１２の長さ変化による悪影響を殆ど受けることなく、目的とするサポート力を使用者の脚部に安定して精度良く与えることが可能になる。
　かくの如き構造とされた歩行運動補助具１０を装用すれば、股関節を屈曲する際に、股関節の屈曲運動に必要な力を補強するように補助力（アシスト力）を及ぼして、股関節の屈伸を伴う歩行運動を補助することが可能となる。即ち、制御装置４６は、静電容量型センサ３２の検出結果に基づいて、例えば使用者が股関節を前方に屈曲させようとしていることを特定すると、電源装置４４から電動モータ４０に通電して回転軸４２を周方向一方に回転させる。これにより、第２の牽引帯２０が回転軸４２によって巻き取られて、第２の牽引帯２０の実質的な長さが短くなることから、第２の牽引帯２０の中間部分に外挿された連結金具２２が第２の装着部１６側（上側）に引き寄せられて変位させられることで、補助力伝達帯１２の長さが短くなる。そして、連結金具２２に取り付けられた第１の牽引帯１８を通じて第１の装着部１４に引張力が及ぼされて、膝関節に装着された第１の装着部１４が腰部に装着された第２の装着部１６側に引き寄せられる。その結果、膝関節を重力に抗して腰部側に引き付けるようにアシスト力が作用して、股関節の屈曲を伴う歩行運動を行う筋力が補助される。なお、静電容量型センサ３２で検出される股関節角度θの値の変化に応じて、制御装置４６で回転軸４２の回転力（電動モータ４０への給電圧）を調節すれば、使用者が行おうとする動作に対して過不足のないアシスト力を一層効率的に提供することが可能になる。また、股関節角度θの値が予め設定された値に達したら、電動モータ４０への通電が停止されることにより、股関節の運動を過度に補足したり拘束することによる使用者の違和感が回避される。
　一方、制御装置４６は、静電容量型センサ３２の検出結果に基づいて、例えば使用者が股関節を後方に伸展させようとしていることを特定すると、電源装置４４から電動モータ４０に通電して回転軸４２を周方向他方に回転させる。これにより、回転軸４２から第２の牽引帯２０が送り出されて、第２の牽引帯２０の実質的な長さが長くなることから、第２の牽引帯２０の中間部分に外挿された連結金具２２が自重や弾性等によって第２の装着部１６から離隔する方向（下側）に変位する。そして、連結金具２２に取り付けられた第１の牽引帯１８を通じて第１の装着部１４に及ぼされていた引張力が解除されることにより、股関節の伸展運動が歩行運動補助具１０によって妨げられるのが防止される。
　このように、歩行運動補助具１０を装用すれば、股関節を屈曲する際に必要とされる力の一部が電動モータ４０の発生力によって補われることから、歩行を容易に行うことが可能となる。ここで、前述の図２において、後方に延びた脚が地面を蹴り出して片脚立位になった状態が関節角度センサとしての左右一対の静電容量型センサ３２，３２の検出値に基づいて検出されると、電動モータ４０によって一対の脚に及ぼされる補助力が、地面を蹴り出した遊脚Ｂに対して前方に振り出す方向のアシスト力を及ぼして遊脚Ｂの振子運動を補助するように、制御装置４６における制御手段５０によりコントロールされるようになっている。
　具体的には、先ず、図２にモデル的に示された歩行に際して、片方の脚が後方で地面から離れて遊脚Ｂとなった瞬間（ａ）から、かかる遊脚Ｂが股関節まわりの振子運動で前方に運ばれて（ｂ～ｄ）、前方で接地する瞬間（ｅ）までを歩行周期とする。この歩行周期中の股関節の角度変化を、前述の静電容量型センサ３２の出力値に基づいて検出したところ、図１２に示されているように、周期的な股関節の変化パターンを実用的な精度をもって検出できることを確認した。それ故、かかる静電容量型センサ３２の検出信号に基づいて、予め特定された所定のタイミングで電動モータ４０への給電の開始や停止等を制御することにより、上述の如き歩行筋力の補助効果が発揮されるものと考えられる。
　なお、歩行に際しての股関節の角度変化幅や、股関節の位相と各筋肉の発生筋力との相対関係は、使用者個人の体格や歩き方、癖などによって異なることから、例えば図７中のアシストＴ１，Ｔ２，Ｔ３として示された何れのポイントで電動モータ４０への給電の開始や停止等を実行するかという具体的設定は、使用者毎に変更設定されることが望ましい。その際、かかる設定ポイントが使用者に適合しているか否かの判定は、使用者の主観的意見を参照して行う他、例えば電動モータ４０への給電の開始や停止等のポイントを変更してそれぞれ実測した使用者の筋電位センサの出力値を相対比較して得られたサポート効果の適否判定結果などに基づいて行うことも可能である。
　一般的には、図１３に示されているように、遊脚Ｂが振り下ろされる段階で有効なアシスト力が作用するように、地面を離れるあたりから中間点で鉛直下方に垂れ下がるあたりまでの間で、遊脚Ｂにアシスト力が及ぼされるように制御手段５０により電動モータ４０が駆動制御される。具体的には、制御手段５０において、後方に延びた脚が地面を蹴り出して遊脚Ｂとなる位置を基準点ｔ１とし、該基準点ｔ１から歩行周期の－１５％～＋１５％の範囲内に開始点が設定されるように、関節角度センサの検出値に基づくアシスト力の開始時点が設定されることが望ましく、より好適には、基準点ｔ１から歩行周期の１０％の位置に開始点が設定される。具体的には、図１３に例示されているように、基準点ｔ１をアシスト力の開始点とし、２～４ｋｇｆの作用力を、歩行周期の１０～５０％の期間に亘って遊脚Ｂに及ぼすことが例示される。なお、かかるアシスト力は、一定の大きさで継続する必要はなく、時間的に変化させたり、断続的に作用させることも可能である。
　そして、遊脚Ｂに装着された補助力伝達帯１２が引張作動せしめられると、図１４（ａ）に示されているように、腰部に対して大腿部を引き付ける方向のサポート力Ｆ１が及ぼされる。このサポート力Ｆ１により、大腿部が股関節まわりに前方に振り出される振子運動が補助される。
　また、本実施形態では、第１の装着部１４が上側巻回部１４ａで大腿部に取り付けられていると共に、下側巻回部１４ｂで下腿部にも取り付けられることにより、補助力伝達帯１２による引張力が、脚の大腿部だけでなく、下腿部にも直接に作用せしめられるようになっている。これにより、図１４（ｂ）に示されているように、腰部に対して下腿部を引き付ける方向のサポート力Ｆ２が及ぼされる。このサポート力Ｆ２により、下腿部が膝関節まわりに前方に振り出される振子運動が補助される。
　このように、歩行に際しての遊脚Ｂに対して、前方に振り出す方向のアシスト力Ｆ１，Ｆ２が及ぼされることにより、遊脚Ｂは、自身に及ぼされる重力の作用や地面から浮き上がる際に地面を蹴る反力などに加えて、アシスト力による補助も受けて、一層効率的に前方に向かって振り出されることとなる。そして、この遊脚Ｂの振子運動、特に本実施形態では大腿部の股関節まわりの振子運動と下腿部の膝関節まわりの振子運動との連成運動が、一層効率的に発現されることで、遊脚Ｂの運動エネルギーを利用した歩行運動が効果的にサポートされ得るのである。
　ここにおいて、遊脚Ｂにアシスト力を及ぼして、遊脚Ｂの振子運動を効率化することで歩行運動を補助するものであることから、使用者の体重を支える接地脚Ａには大きな筋力や外力（体重）による刺激が及ぼされ、筋肉や骨格に対する歩行運動効果が十分に与えられ得る。
　特に、歩行困難となって歩行の筋力だけでなく歩行運動の神経系にも不都合が発生しがちである歩行能力低下者において、遊脚Ｂにサポート力を及ぼすタイミングを適切に設定して使用者に意識させることも可能である。これにより、遊脚Ｂに対する振子運動の開始点の意識化や歩行動作のタイミングの適正化を改善して、本来の自立歩行を取り戻すトレーニング効果も期待できる。
　しかも、もともと接地脚Ａに比して大きな筋力が要求されない遊脚Ｂの振子運動をアシストするものであることから、歩行運動補助具１０に対して大きな出力が必要とされることがなく、小型軽量化が可能であって装用する使用者へ過度の負担をかけることもない。
　また、電動モータ４０の発生駆動力をアシスト力として使用者の脚部に伝達する経路上に設けられた補助力伝達帯１２の第１の牽引帯１８は、力の伝達方向で弾性変形可能とされている。これにより、電動モータ４０の発生駆動力は、第１の牽引帯１８の弾性変形によって緩和されてから、使用者の脚部に及ぼされる。それ故、電動モータ４０の発生駆動力がダイレクトに伝達される場合に比して、使用者の関節等への負荷が軽減されて、筋を痛める等といった問題が生じるのを防ぐことができる。特に本実施形態では、使用者の脚部に及ぼされるアシスト力が２ｋｇｆ～５ｋｇｆ程度の比較的に小さな力とされることが望ましい。これにより、使用者に対して強制的に動作をさせるのではなく、あくまでも動作に必要な筋力の不足を補うという思想に基づくサポート力の作用が実現されて、使用者の身体に負担をかけることなく、必要な補助を行うことが可能となる。
　さらに、補助力伝達帯１２が軟質で変形可能とされていることから、従来の外骨格式の補助力伝達装置のように使用者に対して過度な拘束感を及ぼすことがなく、特に横方向から押されたりした際の外乱入力に際しても、使用者の自発的且つ瞬発的な動作が許容されることにより、転倒回避作動が実現され得る。
　なお、サポート力の衝撃的作用を回避すると共に、使用者への拘束軽減の目的から、第１の牽引帯１８の力の伝達方向での弾性は、０．３ｋｇｆ／ｃｍ2 ～２．０ｋｇｆ／ｃｍ2 の間に設定されることが望ましい。これにより、電動モータ４０の発生駆動力が充分に緩衝されて、使用者の脚部に過大な負荷が作用するのを回避できると共に、使用者の自発的な動作を充分に許容し得るだけの有効なアシスト力が使用者の脚部に伝達されて、動作を効果的に補助することができる。
　さらに、第１の牽引帯１８は、力の伝達方向と略直交する方向での変形が制限されており、第１の牽引帯１８と一体形成された第１の装着部１４の周方向での伸縮（拡径変形乃至は縮径変形）が抑えられて、形状の安定性が高められている。これにより、電動モータ４０による引張力の作用時に、第１の装着部１４が膝関節から外れることなく保持されて、アシスト力が脚部に対して有効に伝達される。
　本実施形態の歩行運動補助具１０において、このような使用者の動作状態に応じたアシスト力の発生が、静電容量型センサ３２による股関節角度の検出結果に基づいて、記憶手段５２に記憶された制御用信号を参照しつつ制御装置４６が自動的に実行するようになっていることから、使用者における面倒な操作も不要となる。また、本実施形態では、左右の脚部筋力に対するサポート力の制御が、左右の股関節角度に基づいて各別に独立して実行されることから、例えば何かにつまづく等して一方の脚の股関節角度だけが大きく変化した場合などにおいても、かかる一方の足の股関節角度の検出値に基づく大きなサポート力を発揮させる等といった制御も容易に実現可能となる。
　しかも、本実施形態では静電容量型センサ３２が採用されていることから、温度変化に対する検出精度の低下が小さいと共に、温度変化に対する補正も容易であることから、例えば歩行運動に伴う使用者の体温変化等に起因して温度変化が大きい場合にも正しい検出結果を安定して得ることができる。加えて、静電容量型センサ３２では、繰返しの入力に対する検出精度の低下が小さいことから、充分な耐久性を確保することができて、日常生活での常用等が高精度に実現可能となる。
　また、本実施形態における補助力伝達部が、帯形状を有する肉薄の布で形成された補助力伝達帯１２とされていることにより、充分な柔軟性が付与されており、硬質の外骨格を有する歩行運動補助具に比して、容易に着脱することができる。即ち、硬質の外骨格を使用者に装着する場合、使用者は外骨格の形状に合わせて関節の曲げ角度を調節する必要があるし、着座して装着することは難しい場合も多い。しかし、本実施形態の歩行運動補助具１０は、第１の装着部１４と第２の装着部１６を連結する補助力伝達帯１２が柔軟で必要に応じて撓むことから、補助力伝達帯１２を充分に長くしておけば、使用者の関節の曲げ角度がどの程度であったとしても、第１の装着部１４と第２の装着部１６をそれぞれ適切な位置に取り付けることが可能である。しかも、補助力伝達帯１２が柔軟であることによって、例えば、股関節を屈曲した着座姿勢で第１の装着部１４と第２の装着部１６をそれぞれ装着することが可能とされており、楽な姿勢で着脱作業を行うことができる。
　さらに、肉薄帯形状の布で形成された補助力伝達帯１２を採用することにより、歩行運動補助具１０が軽量とされて、筋力の低下した高齢者等でも容易に取り扱うことができる。しかも、本実施形態では、第１の装着部１４および第２の装着部１６もそれぞれ布製とされていることから、歩行運動補助具１０全体がより軽量化とされており、着脱作業等を含む取回し性の更なる向上が図られている。
　更にまた、補助力伝達帯１２が肉薄の布製とされていることにより、装着状態において補助力伝達帯１２が使用者の体表面の形状に沿って配設されると共に、体表面に沿って厚さ方向で容易に湾曲する。それ故、歩行運動補助具１０の上に衣服を重ねて着用することも可能となり、日常生活において目立つことなく気軽に使用することができる。
　また、第１の装着部１４が膝関節に取り付けられると共に、第２の装着部１６が腰部に取り付けられることにより、補助力伝達帯１２の長さが必要以上に長くなるのを防いで歩行運動補助具１０の小型化を図りつつ、アシスト力が脚部に対して効率的に及ぼされる。蓋し、大腿の揺動時に支点となる股関節（図９中の支点Ｂ）から作用点となる第１及び第２の装着部１４，１６（それぞれ図９中の支点Ｃ，Ａ）までの離隔距離が大きくされると、引張力によるサポート力が脚部に対して効率的に作用するからである。更に、補助力伝達帯１２の少なくとも一部が、例えば、ゴムシート等で形成されている場合には、引張力によるサポート力に加えて弾性復元力も脚部に対して効率的に作用させることができる。しかも、駆動装置３８が歩行時に運動量の少ない腰部に設けられていることにより、駆動装置３８が歩行動作の妨げになるのを軽減できる。
　因みに、本実施形態に従う構造とされた歩行運動補助具１０を実際に健常者に装着して、歩行に際してのサポート効果を確認する実験を行った。かかる実験に際しては、腓腹筋等の筋肉部位表面に筋電位センサを装着して、サポート力を及ぼしてアシスト有りの場合と、サポート力を及ぼさないアシスト無しの場合とにおいて、筋電位の検出波形を検出して比較した。その結果の一つを、図１５に示す。なお、サポート力の作用開始のタイミングは、股関節角度θを参照信号として、前述の図１２におけるＴ２点とＴ３点を設定した場合についての各実験結果を示す。図１５に示されているように、サポート力を及ぼすことにより、歩行周期の２０～４０％の領域において筋電位が減少して有効なサポート効果が発揮されていることを確認できた。
　以上、本発明の実施形態について詳述してきたが、本発明はその具体的な記載によって限定されない。例えば、制御装置４６や電源装置４４等の装着位置は限定されるものでなく、例えば通電用リード線によって接続された独立構造として使用者の衣服のポケットに収容したり、使用者の肩にかけたり等して装着することも可能である。また、アシスト力の発生駆動源は電動モータに限定されるものではなく、人工筋肉等を用いることも可能である。
　さらに、使用者の動作を検出する関節角度センサとしては、静電容量型のセンサに限定されるものではなく、例えば、力の作用による抵抗値の変化に基づいて使用者の動作を検出する抵抗変化型のセンサを採用することも可能である。このような抵抗変化型のセンサを採用すれば、直流電圧を用いての計測が可能であることから、計測回路の簡易化が容易であり、小型化やコストの低減を実現し易くなる。しかも、小さな力の作用に対しても抵抗値が鋭敏に変化することから、関節の僅かな運動から大きな運動まで幅広く検出することが可能となる。なお、抵抗変化型センサとしては、例えば、特開２００８－６９３１３号公報等に示された柔軟性を有するものが好適に採用される。また、静電容量型センサと抵抗変化型センサを組み合わせて用いる等、構造や検出方法の異なる複数種類のセンサを組み合わせて用いても良い。
　また、例えば、図１６に示されているように、静電容量型センサ５４を第１の牽引帯１８の裏面（大腿への重ね合わせ面）に装着して大腿前面に重ね合わせて装着することにより、股関節を屈曲する際の大腿筋の変形に伴う第１の牽引帯１８と大腿の間での挟圧力を静電容量の変化として検出することもできる。或いは、例えば、図１７に示されているように、使用者の臀部から大腿にかけて広がる静電容量型センサ５６を採用すれば、股関節の屈伸をより直接的に検出することができる。この場合、歩行運動補助具５８は、補助力伝達帯１２および第１，第２の装着部１４，１６に加えて、静電容量型センサ５６を備えたパンツ（レギンス）状のセンサ保持スーツ６０を含んで構成されており、センサ保持スーツ６０を装着してから、補助力伝達帯１２および第１，第２の装着部１４，１６を装着する。なお、図１６，図１７に示された静電容量型センサ５４，５６も、基本的な構造は実施形態に示された静電容量型センサ３２と同じものが採用可能である。また、図１６，図１７に示されている如き大腿部の前面に装着される静電容量型センサ５４や、臀部の表面に装着される静電容量型センサ５６を、その上下両端部分で使用者の体表面等に取り付けて、例えば足を踏み出した際に引張変形されると共に、足を蹴り出した際には引張変形が緩和されることに伴う応力変化を利用して、股関節の前後方向の揺動角を検出することも可能である。さらに、関節角度センサとして、ロータリーエンコーダ等の角度を直接に検出するセンサを採用して、股関節角度を直接に検出することも可能である。
　また、補助力伝達部は、必ずしも全体が可撓性（柔軟性）を有するものに限定されず、部分的であれば金属や合成樹脂等で形成された硬質な部分があっても良い。更に、補助力伝達部の全体が力の伝達方向で弾性変形可能とされていても良いし、補助力伝達部が力の伝達方向での弾性変形を部分的に許容されていても良い。
　更にまた、前記実施形態では、補助力伝達帯１２の下端が、第１の装着部１４において、大腿部と下腿部とにそれぞれ取り付けられていた。例えば、各一方の脚に装着される補助力伝達帯として、下端において大腿部に取り付けられる第１の補助力伝達帯と、下端において下腿部に取り付けられる第２の補助力伝達帯とを組み合わせて採用することも可能である。これにより、大腿部への振子運動のアシスト力の作用と、下腿部への振子運動のアシスト力の作用とを、各別のタイミングや大きさで一層効率的に行って、大腿部と下腿部との連成した振子運動を一層効率的に補助して実現することも可能となる。
　また、補助力伝達帯の下端を、第１の装着部により下腿部だけに取り付けることも可能である。その場合でも、下腿部へ及ぼされるアシスト力は、膝関節を介して大腿部へのアシスト力として有効に伝達作用することから、脚部の振子運動に対して効果的にサポートが実現可能である。
　さらに、接地後、前方に延びた接地脚Ａに対しても、補助力伝達帯１２による引張力を及ぼすことも可能である。これにより、レジスト力を脚に及ぼして、歩行の際に使用者に及ぼされる筋力負荷を通常歩行に比べて増大させることにより、筋力のトレーニング効果を向上させることが出来る。このようなレジスト力を使用者に付与することにより、例えば、筋力が低下した患者に対して筋力の復元が一層効果的に促進され得る。更に、筋力の復元が確認された際には、引張力の大きさを段階的に、或いは次第に大きくして患者にかかる筋力負荷を大きくすることにより、更なる筋力の復元が促進されて、ロコモティブシンドローム等の症状の改善や防止が期待される。
　なお、本発明においては、制御手段５０における記憶手段５２はなくても良く、例えば、使用者の後方に延びた脚が地面を蹴り出して片脚立位になるタイミング等の特定の状態を検出する関節角度センサの検出値を契機として電動モータ４０を駆動させるようにしても良い。
１０，５８：歩行運動補助具、１２：補助力伝達帯（補助力伝達部）、１４：第１の装着部、１６：第２の装着部、３２，５４，５６：静電容量型センサ、４０：電動モータ（駆動源）、４６：制御装置、５０：制御手段、５２：記憶手段

Claims (8)

  1. 　柔軟性を有する補助力伝達部の両端部分に対して、使用者の股関節を挟んだ脚部側に装着される第１の装着部と腰部側に装着される第２の装着部とが設けられていると共に、該補助力伝達部に対して引張力を及ぼす駆動源が設けられたアシスト部材を、左右の脚部用に一対備えている一方、
    　該使用者の股関節における前後方向の関節角度を検出する関節角度センサと、
    　該関節角度センサの検出値から該使用者の歩行時に後方に延びた脚が地面を蹴り出して片脚立位になった状態を検出して、該駆動源を駆動制御せしめて該地面を蹴り出した遊脚の該補助力伝達部に対して引張力を及ぼすことにより、前方に振り出す方向のアシスト力を及ぼして該遊脚の振子運動を補助する制御手段と
    を、有することを特徴とする歩行用遊脚振子運動補助具。
  2. 　前記アシスト部材における前記第１の装着部が、大腿骨の遠位端から脛骨の近位端に至る範囲内に装着されるようになっている請求項１に記載の歩行用遊脚振子運動補助具。
  3. 　前記アシスト部材における前記第１の装着部が脛骨の近位端に装着されることにより、該アシスト部材による前記アシスト力が前記遊脚における膝下部分に及ぼされるようになっている請求項２に記載の歩行用遊脚振子運動補助具。
  4. 　前記使用者の股関節における関節角度の変化に対応して前記左右一対のアシスト部材における前記各駆動源を駆動するための駆動タイミング情報および駆動出力情報に関する制御情報を記憶する記憶手段を備えていると共に、
    　前記制御手段が、該記憶手段における該制御情報に基づいて該左右一対のアシスト部材における該各駆動源を駆動制御せしめて、該使用者の歩行時に後方に延びた脚が地面を蹴り出して片脚立位になった状態を前記関節角度センサで検出して、該地面を蹴り出した遊脚に対して前方に振り出す方向のアシスト力を及ぼすことにより該遊脚の振子運動を補助する請求項１～３の何れか１項に記載の歩行用遊脚振子運動補助具。
  5. 　前記記憶手段は、前記使用者の股関節における関節角度の変化に対応して前記アシスト部材における前記補助力伝達部の有効長を追従させるための撓み防止制御情報を記憶し、
    　前記制御手段は、該記憶手段に記憶されている該撓み防止制御情報に基づいて該関節角度の変化に対応して、該補助力伝達部を一定の張力作用状態に保つように前記左右一対のアシスト部材における前記各駆動源をそれぞれ駆動制御する請求項４に記載の歩行用遊脚振子運動補助具。
  6. 　前記制御手段において、前記使用者の歩行時に後方に延びた脚が地面を蹴り出して遊脚となる位置を基準点とし、該基準点から歩行周期の－１５％～＋１５％の範囲内に開始点が設定されるように、前記関節角度センサの検出値に基づく前記アシスト力の開始時点が設定されている請求項１～５の何れか１項に記載の歩行用遊脚振子運動補助具。
  7. 　前記関節角度センサが、前記使用者における大腿骨の寛骨に対する前後方向の傾斜角度を左右脚において各別に検出するセンサである請求項１～６の何れか１項に記載の歩行用遊脚振子運動補助具。
  8. 　使用者の歩行時に該使用者の脚部にアシスト力を及ぼして歩行運動を補助する歩行用運動補助具における該アシスト力の制御方法であって、
    　後方に延びた脚が地面を蹴り出して片脚立位になった際に、該地面を蹴り出した遊脚に対して前方に振り出す方向のアシスト力を及ぼして該遊脚の振子運動を補助することを特徴とするアシスト力の制御方法。
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